JP6999500B2

JP6999500B2 - Analysis equipment

Info

Publication number: JP6999500B2
Application number: JP2018106834A
Authority: JP
Inventors: 清隆杉山; 直人辻村; 一真田村
Original assignee: Hitachi High Tech Corp
Current assignee: Hitachi High Tech Corp
Priority date: 2018-06-04
Filing date: 2018-06-04
Publication date: 2022-02-10
Anticipated expiration: 2038-06-04
Also published as: WO2019235015A1; JP2019211303A

Description

本発明は、試料内に含まれる試料成分を分析する分析装置に関する。 The present invention relates to an analyzer that analyzes a sample component contained in a sample.

生化学・免疫自動分析装置の進歩とともに、検体の前処理や搬送技術の自動化についても開発が進んでいる。検体数は年々増加しているにも関わらず、技師の人数は横ばいであり、検体の前処理を自動化するシステムが市場ニーズとなっている。また、新たな検査法が開発されるなどによって検査項目は多様化しており、種々の検査項目に対して自動で前処理を実施するシステムの重要性も高まっている。しかしながら、検体の前処理工程は必ずしも全てが自動化されておらず、技師による手作業が不可欠な部分も残っているのが現状である。 With the progress of biochemical and immunoassays, the development of sample pretreatment and automation of transport technology is also progressing. Although the number of samples is increasing year by year, the number of engineers is flat, and a system that automates the pretreatment of samples has become a market need. In addition, inspection items are diversifying due to the development of new inspection methods, and the importance of a system that automatically performs pretreatment for various inspection items is increasing. However, the pretreatment process of the sample is not always automated, and there are still some parts where manual work by a technician is indispensable.

一般的な検体検査においては専用の容器が用意されており、患者の生体試料は当該容器で採取され、前処理が実施される。例えば、試料が血液の場合、採取した血液を採血管に投入する。当該採血管に対し遠心分離を施すことにより、血液を血餅と血清とに分離、もしくは血球と血しょうとに分離し、これにより分析に必要な成分である血清もしくは血しょうを得ることができる。 In general sample inspection, a dedicated container is prepared, and the biological sample of the patient is collected in the container and pretreated. For example, when the sample is blood, the collected blood is put into a blood collection tube. By centrifuging the blood collection tube, blood can be separated into blood clots and serum, or blood cells and plasma, thereby obtaining serum or plasma, which is a component necessary for analysis. ..

得られた血清や血しょう等の生体由来分子を含む試料の液体成分に対して検査を実施する前に必要な処理として、液体成分の位置や量を検出する処理がある。液体量が不明の場合、分注時にプローブが分離剤や血球に突き刺さり、詰まりによるエラーが生じることがあるからである。前処理の段階で液体成分の量を検出できれば、プローブ高さを制御して詰まりによるエラーを回避することができる。さらに、液体成分量が分析に必要な量を満たさない場合、分析項目に優先順位を設けて分注量を決定することができる。したがって前処理の段段で液体成分量を検出することができれば、検査の効率化が見込まれる。 As a treatment necessary before conducting an inspection on the liquid component of the obtained sample containing biological molecules such as serum and plasma, there is a treatment for detecting the position and amount of the liquid component. This is because if the amount of liquid is unknown, the probe may pierce the separating agent or blood cells during dispensing, causing an error due to clogging. If the amount of liquid component can be detected at the pretreatment stage, the probe height can be controlled to avoid errors due to clogging. Furthermore, if the amount of liquid component does not meet the amount required for analysis, the analysis items can be prioritized to determine the amount to be dispensed. Therefore, if the amount of liquid component can be detected in the pretreatment stage, the efficiency of inspection is expected to be improved.

血液凝固分析においては、バフィーコートと呼ばれる赤血球と血しょうの中間層にあたる層を避けて分注する必要がある。遺伝子検査においては、バフィーコート中の成分に着目して分注したいという要求もある。したがって液体成分の位置を検出する技術は、生体試料の分析において非常に重要である。 In blood coagulation analysis, it is necessary to avoid the layer called the buffy coat, which is the intermediate layer between red blood cells and plasma. In genetic testing, there is also a demand to pay attention to the components in the buffy coat and dispense them. Therefore, the technique of detecting the position of a liquid component is very important in the analysis of a biological sample.

血清や血しょう等の液体成分量を検出、あるいは液体成分の層位置を検出する技術として、下記特許文献１～４が挙げられる。特許文献１は、血清を透過し血餅に遮られる第１の光ビームと血清および血餅に遮られる第２の光ビームを用い、前記第１、第２のビームが容器を透過した光を検出し、両者の透過光量の差分から試料層位置を決定する方法を開示している。特許文献２は、血清に特有に吸収される第１の光ビーム、血清に特有に吸収されない第２、および第３の光ビームを用いて、各吸光度の差分値より試料層位置を決定する方法を開示している。特許文献３は、第１および第２の波長成分からなる光ビームを試料に照射し、サンプルを透過した光を受光した後に信号処理により第１および第２の成分を分離し、第１および第２の波長成分の商から試料層位置を決定する方法を開示している。特許文献４は、試料を透過した第１波長成分と第２波長成分の商の１次導関数を求めるとともに、その１次導関数に基づき液面間の境界を求める手法を開示している。 The following Patent Documents 1 to 4 can be mentioned as techniques for detecting the amount of liquid components such as serum and plasma, or detecting the layer position of liquid components. Patent Document 1 uses a first light beam that penetrates serum and is blocked by a blood clot and a second light beam that is blocked by serum and blood clots, and the first and second beams transmit light that has passed through a container. It discloses a method of detecting and determining the sample layer position from the difference in the amount of transmitted light between the two. Patent Document 2 is a method of determining a sample layer position from a difference value of each absorbance using a first light beam that is specifically absorbed by serum, a second light beam that is not specifically absorbed by serum, and a third light beam. Is disclosed. In Patent Document 3, a sample is irradiated with a light beam composed of first and second wavelength components, and after receiving light transmitted through the sample, the first and second components are separated by signal processing, and the first and second components are separated. A method for determining the sample layer position from the quotient of the wavelength component of 2 is disclosed. Patent Document 4 discloses a method of obtaining a first derivative of the quotient of the first wavelength component and the second wavelength component transmitted through a sample, and finding a boundary between liquid levels based on the first derivative.

特表２００５－５１６２１２号公報Special Table 2005-516212 Gazette 特開２００６－０１０４５３号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2006-010453 特表２００５－５０２８７７号公報Special Table 2005-502877 ＵＳ２００４／０２６０５２０US2004 / 0260520

検体検査の前処理においては、一般に試料容器の蓋をあけずに計測を実施する要求がある。蓋を開けた際に試料がこぼれて試料間の汚染が生じることを防止するためである。また試料の容器には、例えばバーコードラベル等の検体識別用情報が印字されている場合も多く、中身を視認し難い試料であっても計測を実施する要求がある。さらには、試料の状態は用いる採血管によって異なる。分離剤入りの試験管であれば試料は血餅／分離剤／血清／空気の４層構造を有し、凝固分析用の試験管であれば試料は血球／血しょう／空気の３層構造を有する。このように試料ごとに成分層の構成が異なる場合であっても、各成分層の高さを検出する必要がある。 In the pretreatment of the sample test, it is generally required to carry out the measurement without opening the lid of the sample container. This is to prevent the sample from spilling when the lid is opened and causing contamination between the samples. Further, in many cases, sample identification information such as a bar code label is printed on the sample container, and there is a demand to measure even a sample whose contents are difficult to visually recognize. Furthermore, the condition of the sample depends on the blood collection tube used. If the test tube contains a separating agent, the sample has a four-layer structure of blood clot / separating agent / serum / air, and if it is a test tube for coagulation analysis, the sample has a three-layer structure of blood cells / plasma / air. Have. Even when the composition of the component layer is different for each sample as described above, it is necessary to detect the height of each component layer.

特許文献１と２に記載された技術は、各生体試料層においてそれぞれ異なる透過率を有する複数の波長の光ビームを用いて、光透過量を計測する。この技術は、光透過量の差分値を算出することによって、ラベルにおいて光が散乱する影響を取り除いて試料層の境界面位置を算出することができる。一方でこの技術は計測に用いる光ビームの数に応じた投光装置および受光装置が必要であるので、装置が大型かつ高価になり、調整等も容易ではない。また、光ビームが散乱すること等によって、光検出時に複数の光ビームが相互に干渉し、試料層の境界面位置の計測精度誤差が大きくなる場合もある。 The techniques described in Patent Documents 1 and 2 measure the amount of light transmission using light beams having a plurality of wavelengths having different transmittances in each biological sample layer. This technique can calculate the boundary surface position of the sample layer by removing the influence of light scattering on the label by calculating the difference value of the light transmittance. On the other hand, since this technology requires a light projecting device and a light receiving device according to the number of light beams used for measurement, the device becomes large and expensive, and adjustment and the like are not easy. Further, due to the scattering of light beams or the like, a plurality of light beams may interfere with each other at the time of light detection, and the measurement accuracy error of the boundary surface position of the sample layer may become large.

特許文献３に記載された技術は、第１および第２の波長成分からなる光ビームを用いて光透過量を計測する。この技術は、位相の変調および復調を用いて、光検出後に信号処理によって第１および第２の波長成分に分離することにより、上記異なる波長の光ビームが相互に干渉する課題を解決している。しかしながらこの技術は、入射光の波長である第１および第２の波長成分にしか分離することができない。例えば、光源の波長帯よりも狭い波長の光を取り出すことは困難である。血液のような生体試料は、個人の健康状態や試料の取得環境に応じて中身の成分が様々であり、特徴的な光の吸収および透過波長は数ｎｍ単位で異なる。したがってこの技術は、試料層の成分や境界面位置を信頼性高くかつ正確に検出する際にはいまだ課題が残る。 The technique described in Patent Document 3 measures the amount of transmitted light using a light beam composed of first and second wavelength components. This technique solves the problem that light beams of different wavelengths interfere with each other by separating them into first and second wavelength components by signal processing after light detection using phase modulation and demodulation. .. However, this technique can only separate the first and second wavelength components, which are the wavelengths of the incident light. For example, it is difficult to extract light having a wavelength narrower than the wavelength band of the light source. Biological samples such as blood have various contents depending on the health condition of the individual and the environment in which the sample is obtained, and the characteristic light absorption and transmission wavelengths differ by several nm. Therefore, this technique still has problems in detecting the components of the sample layer and the position of the boundary surface with high reliability and accuracy.

特許文献４に記載された技術は、試料を透過した第１波長成分と第２波長成分の商の１次導関数を求めるとともに、その１次導関数に基づき液面間の境界を求めている（同文献のＣｌａｉｍｓ１－２、００６４－００６５）。この手法は、特許文献１～２と同様に波長が異なる複数の光源を用いることが前提になっていると考えられるので（特許文献４の００２７、ｌｉｇｈｔｓｏｕｒｃｅ２，３）、特許文献１～２と同様の課題がある。また特許文献４の手法は、第１波長成分と第２波長成分の商を求めることが前提になっており（同文献の０００７、００６４－００６５）、したがって検出することができる試料成分はこれらの波長によって制約されると考えられる。 The technique described in Patent Document 4 obtains the first derivative of the quotient of the first wavelength component and the second wavelength component transmitted through the sample, and also obtains the boundary between the liquid levels based on the first derivative. (Clamms 1-2, 0064-0065 of the same document). Since this method is considered to be premised on using a plurality of light sources having different wavelengths as in Patent Documents 1 and 2 (0027 of Patent Document 4, light sources 2 and 3), Patent Documents 1 and 2 and There are similar challenges. Further, the method of Patent Document 4 is premised on finding the quotient of the first wavelength component and the second wavelength component (0007, 0064-0065 in the same document), and therefore the sample components that can be detected are these. It is considered to be constrained by wavelength.

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、複数の光源を用いることなく、容器内の試料成分および試料成分間の境界面位置を精度よく検出することができる分析装置を提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in view of the above problems, and provides an analyzer capable of accurately detecting a sample component in a container and a boundary surface position between the sample components without using a plurality of light sources. Is the purpose.

本発明に係る分析装置は、試料から分離された１以上の試料成分を層状に収容した容器に対して光を照射し、試料を透過した光の光強度が最大となる波長を前記層ごとに特定することにより、前記容器が収容している各前記試料成分を特定する。 The analyzer according to the present invention irradiates a container containing one or more sample components separated from a sample in a layered manner with light, and sets the wavelength at which the light intensity of the light transmitted through the sample is maximum for each layer. By specifying, each of the sample components contained in the container is specified.

本発明に係る分析装置によれば、複数の光源を用いることなく、容器内の試料成分層または試料層間の境界面位置を高精度に検出することができる。本発明に関連するさらなる特徴は、本明細書の記述、添付図面から明らかになる。上記した以外の課題、構成および効果は、以下の実施の形態の説明により明らかにされる。 According to the analyzer according to the present invention, the position of the boundary surface between the sample component layer or the sample layer in the container can be detected with high accuracy without using a plurality of light sources. Further features relating to the present invention will become apparent from the description herein and the accompanying drawings. Issues, configurations and effects other than those described above will be clarified by the following description of embodiments.

実施形態１に係る生体試料分析装置１０の概略を示す構成図である。It is a block diagram which shows the outline of the biological sample analyzer 10 which concerns on Embodiment 1. FIG. 検出装置１０４の構成図である。It is a block diagram of the detection device 104. 試料検出装置における波長分光部２０１とその周辺素子の構成例である。This is a configuration example of the wavelength spectroscopic unit 201 and its peripheral elements in the sample detection device. 光源２００からの光を試験管２０４に対して照射する位置を駆動装置２０５によって変化させる様子を示す図である。It is a figure which shows the mode that the position which irradiates the test tube 204 with the light from a light source 200 is changed by the drive device 205. 各試料成分を透過した後の透過光量の波長依存性を示す。The wavelength dependence of the amount of transmitted light after passing through each sample component is shown. 各試料を透過した後の透過光量をそれぞれの最大値で正規化した結果の模式図である。It is a schematic diagram of the result of normalizing the amount of transmitted light after passing through each sample with each maximum value. 各試料を透過した後の透過光量を最大値で正規化した値に関して一次導関数を算出した結果の模式図である。It is a schematic diagram of the result of calculating the linear derivative with respect to the value normalized by the maximum value of the transmitted light amount after passing through each sample. 試験管２０４にラベル２１３が貼付されている場合における、照射位置の模式図、および各試料を透過した後の透過光量の波長依存性の模式図である。It is a schematic diagram of the irradiation position when the label 213 is attached to the test tube 204, and the schematic diagram of the wavelength dependence of the amount of transmitted light after passing through each sample. 駆動装置２０５を用いて試験管２０４の位置を変化させながら取得した、試料透過後の透過光量が最大値となる波長のプロットである。6 is a plot of the wavelength at which the amount of transmitted light after passing through the sample becomes the maximum value, which is obtained while changing the position of the test tube 204 using the drive device 205. 例えば血液凝固分析等で用いられる試料について同様に試料成分層間の境界面位置を特定した結果の例である。For example, it is an example of the result of specifying the boundary surface position between the sample component layers in the sample used in blood coagulation analysis or the like. 生体試料分析装置１０が試料の境界面位置を抽出する手順を説明するフローチャートである。It is a flowchart explaining the procedure which the biological sample analyzer 10 extracts the boundary surface position of a sample. 波長分光部２０１の透過波長をλ１～λ４まで変化させた場合における、透過光量の波長依存性を示す。The wavelength dependence of the amount of transmitted light when the transmitted wavelength of the wavelength spectroscopic unit 201 is changed from λ1 to λ4 is shown. 試験管２０４に血餅２０８、分離剤２０９、血清２１０が含まれた場合において、図８Ａで説明した手順にしたがって各試料成分を特定した結果を示す。When the test tube 204 contains the blood clot 208, the separating agent 209, and the serum 210, the results of identifying each sample component according to the procedure described with reference to FIG. 8A are shown. 試験管２０４に血球６０５と血しょう６０６が含まれた場合において、図８Ａで説明した手順にしたがって各試料成分を特定した結果を示す。When the test tube 204 contains blood cells 605 and plasma 606, the results of identifying each sample component according to the procedure described with reference to FIG. 8A are shown. 生体試料分析装置１０が試料の境界面位置を抽出する手順を説明するフローチャートである。It is a flowchart explaining the procedure which the biological sample analyzer 10 extracts the boundary surface position of a sample.

＜実施の形態１：装置構成＞
図１は、本発明の実施形態１に係る生体試料分析装置１０の概略を示す構成図である。生体試料分析装置１０は、患者から採取した生体試料を前処理システム１００によって前処理し、自動分析装置１１２によってその試料を分析する装置である。 <Embodiment 1: Device Configuration>
FIG. 1 is a block diagram showing an outline of the biological sample analyzer 10 according to the first embodiment of the present invention. The biological sample analyzer 10 is an apparatus that pretreats a biological sample collected from a patient by a pretreatment system 100 and analyzes the sample by an automatic analyzer 112.

生体試料分析装置１０は、前処理システム１００、制御用ＰＣ１１１、自動分析装置１１２を備える。前処理システム１００は、搬送ライン１０１、投入モジュール１０２、遠心分離モジュール１０３、検出装置１０４、開栓モジュール１０５、ラベラ１０６（例えばバーコードなどを用いる）、分注モジュール１０７、閉栓モジュール１０８、仕分けモジュール１０９、収納モジュール１１０を備える。制御用ＰＣ１１１は、前処理システム１００を含む装置全体を制御する。自動分析装置１１２は、生体試料の成分を例えば定量分析によって分析する。 The biological sample analyzer 10 includes a pretreatment system 100, a control PC 111, and an automatic analyzer 112. The pretreatment system 100 includes a transfer line 101, a charging module 102, a centrifuge module 103, a detection device 104, an opening module 105, a labeler 106 (using a bar code, for example), a dispensing module 107, a closing module 108, and a sorting module. It is equipped with 109 and a storage module 110. The control PC 111 controls the entire device including the preprocessing system 100. The automated analyzer 112 analyzes the components of the biological sample, for example, by quantitative analysis.

次に、生体試料の前処理および分析に関する一連の工程について説明する。はじめに、患者から採取された生体試料（例えば血液や尿）は、試験管に入れられた後、投入モジュール１０２に投入される。一般に、採血および投入モジュール１０２への検体の投入はユーザーの手作業によってなされる。その後の検体は、搬送ライン１０１の上に載って、遠心分離モジュール１０３、検出装置１０４、開栓モジュール１０５、ラベラ１０６、分注モジュール１０７、閉栓モジュール１０８、仕分けモジュール１０９、収納モジュール１１０の間で移動される。 Next, a series of steps related to the pretreatment and analysis of the biological sample will be described. First, a biological sample (for example, blood or urine) collected from a patient is placed in a test tube and then charged into a charging module 102. Generally, blood collection and charging of the sample into the charging module 102 are performed manually by the user. Subsequent specimens are placed on the transfer line 101 and placed between the centrifuge module 103, the detection device 104, the opening module 105, the labeler 106, the dispensing module 107, the closing module 108, the sorting module 109, and the storage module 110. Will be moved.

遠心分離モジュール１０３は、投入された検体に対して遠心分離を実施する。生体試料が血液であり、試験管の中に分離剤が入っている場合、試料は遠心分離によって、分離剤を挟んで血餅の層と血清の層とに分離される。生体試料が血液であり、試験管の中に分離剤が入っていない場合、試料は遠心分離によって、血球の層と血しょうの層とに分離される。 The centrifuge module 103 centrifuges the charged sample. When the biological sample is blood and the separating agent is contained in a test tube, the sample is separated into a blood clot layer and a serum layer by centrifugation with the separating agent in between. If the biological sample is blood and there is no separating agent in the test tube, the sample is separated into a blood cell layer and a plasma layer by centrifugation.

検出装置１０４は、生体試料層の成分、生体試料層の位置、生体試料の液量などを検出する。血清成分にヘモグロビンが溶出する溶血成分が検出され、または生体試料や試料量が極めて少ないと判定された場合、検体は仕分けモジュール１０９まで移動され、エラー検体に分類される。それ以外の検体の場合は、生化学や免疫分析を実施するため、検体は搬送ライン１０１によって開栓モジュール１０５に移動される。 The detection device 104 detects the components of the biological sample layer, the position of the biological sample layer, the liquid volume of the biological sample, and the like. If a hemoglobin-eluting hemoglobin component is detected in the serum component, or if it is determined that the biological sample or the sample amount is extremely small, the sample is moved to the sorting module 109 and classified as an error sample. For other specimens, the specimens are moved to the opening module 105 by the transport line 101 for biochemistry and immunoassay.

開栓モジュール１０５は、検体の栓を開栓する。分注モジュール１０７は、遠心分離された検体（親検体）を、自動分析装置１１２等で分析するために小分け（子検体）する。ラベラ１０６は、その小分けの容器にバーコードラベルを貼付する。閉栓モジュール１０８は、各試料容器の栓を閉栓する。仕分けモジュール１０９は、親検体および子検体を仕分けし、親検体の場合には収納モジュール１１０へ子検体の場合には自動分析装置１１２まで移動させる。自動分析装置１１２はその検体の各試料成分についての定量分析などを実施する。自動分析装置１１２と前処理システム１００との間で、一部の構成要素（例えば分注モジュール１０７）を共用してもよい。 The opening module 105 opens the plug of the sample. The dispensing module 107 subdivides the centrifuged sample (parent sample) into small pieces (child samples) for analysis by an automatic analyzer 112 or the like. The labeler 106 affixes a barcode label to the subdivided container. The closing module 108 closes the plug of each sample container. The sorting module 109 sorts the parent sample and the child sample, and moves the parent sample to the storage module 110 in the case of the parent sample and to the automatic analyzer 112 in the case of the child sample. The automatic analyzer 112 carries out quantitative analysis and the like for each sample component of the sample. Some components (eg, dispensing module 107) may be shared between the automated analyzer 112 and the pretreatment system 100.

図２は、検出装置１０４の構成図である。記載の便宜上、試料を収容する試験管２０４を図面上に併記した。検出装置１０４は、光源２００、波長分光部２０１、受光部２０２、コンピュータ２０３（「制御装置」「演算装置」に相当）、駆動装置２０５、把持装置２０６を備える。 FIG. 2 is a block diagram of the detection device 104. For convenience of description, a test tube 204 for accommodating the sample is also shown on the drawing. The detection device 104 includes a light source 200, a wavelength spectroscopy unit 201, a light receiving unit 202, a computer 203 (corresponding to a “control device” and an “arithmetic device”), a drive device 205, and a gripping device 206.

把持装置２０６は、光源２００と受光部２０２によって挟まれるように試験管２０４を配置する。光源２００は測定対象の試料を含む試験管２０４の側面から光を照射する。駆動装置２０５は、試験管２０４を上下方向に移動させることにより、光源２００からの光が試験管２０４に対して照射される高さ方向の位置を変化させる。波長分光部２０１は、試料を透過した光源２００からの光から特定の波長成分の光を分離する。受光部２０２はその分離された波長成分の透過光量（光強度）を測定する。 The gripping device 206 arranges the test tube 204 so as to be sandwiched between the light source 200 and the light receiving unit 202. The light source 200 irradiates light from the side surface of the test tube 204 containing the sample to be measured. The drive device 205 changes the position in the height direction in which the light from the light source 200 is applied to the test tube 204 by moving the test tube 204 in the vertical direction. The wavelength spectroscopic unit 201 separates light having a specific wavelength component from the light from the light source 200 that has passed through the sample. The light receiving unit 202 measures the amount of transmitted light (light intensity) of the separated wavelength component.

コンピュータ２０３は、波長分光部２０１／受光部２０２／駆動装置２０５と接続されこれらを制御する。例えばコンピュータ２０３からの指示にしたがって、波長分光部２０１は分離する光の波長帯を変更する。受光部２０２からの透過光出力は、例えばＡ／Ｄ変換された後、コンピュータ２０３によって信号処理が施される。駆動装置２０５は、試験管２０４と光源２００との間の高さ方向における相対的位置関係（波長分光部２０１と受光部２０２の高さ方向の位置も光源２００の位置に合わせる）を変化させ、これにより試験管２０４上の特定の高さにおける透過光量が測定される。表示機２０７は受光部２０２による測定結果を出力する。例えば波長毎の光透過量、特定の高さに配置されている試料成分、などを出力する。 The computer 203 is connected to the wavelength spectroscopic unit 201 / light receiving unit 202 / driving device 205 and controls them. For example, according to an instruction from the computer 203, the wavelength spectroscopic unit 201 changes the wavelength band of the separated light. The transmitted light output from the light receiving unit 202 is, for example, A / D converted, and then signal processing is performed by the computer 203. The drive device 205 changes the relative positional relationship in the height direction between the test tube 204 and the light source 200 (the position in the height direction of the wavelength spectroscopic unit 201 and the light receiving unit 202 is also adjusted to the position of the light source 200). As a result, the amount of transmitted light at a specific height on the test tube 204 is measured. The display 207 outputs the measurement result by the light receiving unit 202. For example, the amount of light transmitted for each wavelength, sample components arranged at a specific height, and the like are output.

計測対象が血液である場合、試験管２０４には例えば、血餅２０８、分離剤２０９、血清２１０、空気２１１が含まれ、キャップ２１２により蓋がされる。試験管２０４の外周には、試験管２０４の種類や検査項目もしくは患者の識別用途に用いられる、紙製やシール製のラベル２１３が貼付される場合がある。ラベル２１３には、バーコードや文字等が印刷されている場合もある。 When the measurement target is blood, the test tube 204 contains, for example, a blood clot 208, a separating agent 209, serum 210, and air 211, and is covered with a cap 212. A paper or sticker label 213, which is used for the type of test tube 204, an inspection item, or a patient identification purpose, may be attached to the outer periphery of the test tube 204. A barcode, characters, or the like may be printed on the label 213.

図３は、試料検出装置における波長分光部２０１とその周辺素子の構成例である。光源２００は試験管２０４の側方に配置され、試験管２０４の側面に対して光を照射する。照射された光は、試料を透過するようにレンズ３００を用いて集光されることが好ましい。光源２００としては、計測する試料（ここでは血清）の光吸収ピークが存在する領域付近の波長を持った光を発生させるものを用いる。具体的には、１４５０ｎｍに血清の吸収ピークが存在するので、１３００～１７００ｎｍの範囲の波長が好ましく、本実施形態１では中心波長１４５０nmの発光ダイオードを用いた。この中心波長の光は、血清の主成分である水によく吸収され、中心波長よりも短波長側の光は水には透過する性質をもつ。またこの波長帯の光は、特に中心波長よりも長波長側で分離剤を透過する性質を持ち、全波長帯で血餅に吸収される性質をもつ。 FIG. 3 is a configuration example of the wavelength spectroscopic unit 201 and its peripheral elements in the sample detection device. The light source 200 is arranged on the side of the test tube 204 and irradiates the side surface of the test tube 204 with light. The irradiated light is preferably focused by using the lens 300 so as to pass through the sample. As the light source 200, a light source having a wavelength near the region where the light absorption peak of the sample to be measured (here, serum) exists is used. Specifically, since the absorption peak of serum exists at 1450 nm, a wavelength in the range of 1300 to 1700 nm is preferable, and in the first embodiment, a light emitting diode having a center wavelength of 1450 nm is used. The light having this central wavelength is well absorbed by water, which is the main component of serum, and the light on the shorter wavelength side than the central wavelength has the property of being transmitted to water. Further, the light in this wavelength band has a property of transmitting the separating agent especially on the longer wavelength side than the central wavelength, and has a property of being absorbed by the blood clot in the entire wavelength band.

光源２００としては、レーザ、発光ダイオード、ハロゲンランプのいずれを用いてもよい。レーザの場合には高い指向性と高出力が得られ、発光ダイオードの場合にはコストメリットがある。複数のレーザや発光ダイオードを隣合わせに配置し、あるいはレンズやファイバ等により合波することにより、広い発光波長領域をもつ光源を用いてもよい。周囲の温度等に依存して光源２００の発光波長は僅かに変化するので、光源２００付近に温度センサを配置し、温度に応じて制御電圧を変更し、あるいは光源２００を一定温度に制御することが好ましい。 As the light source 200, any of a laser, a light emitting diode, and a halogen lamp may be used. In the case of a laser, high directivity and high output can be obtained, and in the case of a light emitting diode, there is a cost advantage. A light source having a wide emission wavelength region may be used by arranging a plurality of lasers and light emitting diodes next to each other, or by combining waves with a lens, a fiber, or the like. Since the emission wavelength of the light source 200 changes slightly depending on the ambient temperature and the like, a temperature sensor should be placed near the light source 200 to change the control voltage according to the temperature, or to control the light source 200 to a constant temperature. Is preferable.

光源２００からの光は、試料を含む試験管２０４を透過した後、再度レンズ３００により集光され、波長分光部２０１を透過する。波長分光部２０１は、入射した光の中から任意の波長の光を取り出す機能を有している。波長分光部２０１としては例えば、光の干渉を利用して特定波長の光を取り出すフィルタ、波長選択性をもつ材料の薄膜を利用した光学フィルタ、光を波長毎に空間的に分離可能なプリズムや回折格子、などが用いられる。後述の図４Ｃに示すように血液は近接した波長領域において光強度ピークを有するので、波長分光部２０１は半値全幅２０ｎｍ程度もしくはそれよりも小さい波長分解能をもつことが好ましい。本実施形態１では、高波長分解能およびコストメリットが大きく、装置構成を簡素化することができる、光の干渉を利用したファブリ・ペローフィルタを用いた。ファブリ・ペローフィルタを用いた場合は、受光部２０２の表面積を大きくとることができるので、試験管２０４表面のラベルによって光が散乱する場合に有効である。回折格子を用いた場合は、高い波長分解能で計測する場合に有効である。 The light from the light source 200 is transmitted through the test tube 204 containing the sample, then condensed again by the lens 300, and is transmitted through the wavelength spectroscopic unit 201. The wavelength spectroscopic unit 201 has a function of extracting light of an arbitrary wavelength from the incident light. The wavelength spectroscopic unit 201 includes, for example, a filter that extracts light of a specific wavelength by using the interference of light, an optical filter that uses a thin film of a material having wavelength selectivity, a prism that can spatially separate light for each wavelength, and the like. A diffraction grating, etc. are used. Since blood has a light intensity peak in a wavelength region close to each other as shown in FIG. 4C described later, it is preferable that the wavelength spectroscopic unit 201 has a wavelength resolution of about 20 nm in full width at half maximum or smaller. In the first embodiment, a Fabry-Perot filter using light interference, which has high wavelength resolution and cost merit and can simplify the device configuration, is used. When the Fabry-Perot filter is used, the surface area of the light receiving portion 202 can be increased, which is effective when light is scattered by the label on the surface of the test tube 204. When a diffraction grating is used, it is effective when measuring with high wavelength resolution.

波長分光部２０１は、例えば、２つのミラー薄膜３０１、中間層３０２、電圧制御装置３０３から構成される。２つのミラー薄膜３０１は厚さ数μｍの中間層３０２に挟まれて対向しており、ミラー間のギャップに応じて特定波長の光を透過できる。電圧制御装置３０３により静電引力を制御し、２つのミラー薄膜３０１間の距離を変更することにより、任意の波長をもつ光を透過できる。図３に示す例においては、電圧制御装置３０３に印加する電圧を大きくするほどミラー間のギャップは小さくなり、より短波長側の光が透過する。このようなフィルタの構成によると、周囲の温度に依存してミラー間のギャップは僅かに変化するので、波長分光部２０１近辺に温度センサを配置し、温度に応じて制御電圧を変更し、あるいは波長分光部２０１を一定温度に制御することが好ましい。 The wavelength spectroscopic unit 201 is composed of, for example, two mirror thin films 301, an intermediate layer 302, and a voltage control device 303. The two mirror thin films 301 are sandwiched between the intermediate layers 302 having a thickness of several μm and face each other, and can transmit light of a specific wavelength according to the gap between the mirrors. By controlling the electrostatic attraction with the voltage control device 303 and changing the distance between the two mirror thin films 301, light having an arbitrary wavelength can be transmitted. In the example shown in FIG. 3, the larger the voltage applied to the voltage control device 303, the smaller the gap between the mirrors, and the light on the shorter wavelength side is transmitted. According to such a filter configuration, the gap between the mirrors changes slightly depending on the ambient temperature, so a temperature sensor is placed near the wavelength spectroscope section 201 and the control voltage is changed according to the temperature, or It is preferable to control the wavelength spectroscopic unit 201 to a constant temperature.

波長分光部２０１を透過した任意波長の光は、受光部２０２によって、透過光量を表す信号に変換される。受光部２０２としてはフォトダイオードが用いられる場合が多く、例えば、近赤外領域において高い感度をもつＩｎＧａＡｓ（インジウムガリウムヒ素）フォトダイオードが好ましい。電圧制御装置３０３における電圧を変化させながら透過光量を測定することにより、波長毎の透過光量を測定する。 The light of an arbitrary wavelength transmitted through the wavelength spectroscopic unit 201 is converted into a signal representing the amount of transmitted light by the light receiving unit 202. A photodiode is often used as the light receiving unit 202, and for example, an InGaAs (indium gallium arsenic) photodiode having high sensitivity in the near infrared region is preferable. By measuring the amount of transmitted light while changing the voltage in the voltage control device 303, the amount of transmitted light for each wavelength is measured.

＜実施の形態１：試料成分の特定＞
図４Ａは、光源２００からの光を試験管２０４に対して照射する位置を駆動装置２０５によって変化させる様子を示す図である。Ｓ４００ａは血餅層に対する照射位置、Ｓ４００ｂは分離剤層に対する照射位置、Ｓ４００ｃは血清層に対する照射位置、Ｓ４００ｄは空気層に対する照射位置をそれぞれ示す。 <Embodiment 1: Specification of sample component>
FIG. 4A is a diagram showing how the drive device 205 changes the position of irradiating the test tube 204 with the light from the light source 200. S400a indicates the irradiation position for the blood clot layer, S400b indicates the irradiation position for the separating agent layer, S400c indicates the irradiation position for the serum layer, and S400d indicates the irradiation position for the air layer.

図４Ｂは、各試料成分を透過した後の透過光量の波長依存性を示す。波長分光部２０１を透過する光の波長を変化させながら、受光部２０２によって試料を透過した光量を計測した結果を模式的に示している。Ｓ４０１ａは血餅を、Ｓ４０１ｂは分離剤を、Ｓ４０１ｃは血清を、Ｓ４０１ｄは空気を、それぞれ透過した後の透過光量である。光源２００は望ましくは近赤外領域の光を発光し、近赤外領域の光は空気および試験管を透過するのでＳ４０１ｄの透過光量が最も大きく、光源２００固有の波長スペクトルに極めて近い形状を示す。分離剤を透過した透過光量Ｓ４０１ｂが２番目に大きい。分離剤は近赤外領域の光を概ね透過する傾向を示すが、長波長側でその傾向がより顕著となる。血清は近赤外領域の光を概ね吸収する傾向を示し、特に長波長でその傾向は顕著となるので、Ｓ４０１ｃのような特性となる。血餅は近赤外領域全域において光を強く吸収するので、血餅を透過した透過光量Ｓ４０１ａが最も小さい。 FIG. 4B shows the wavelength dependence of the amount of transmitted light after passing through each sample component. The result of measuring the amount of light transmitted through the sample by the light receiving unit 202 while changing the wavelength of the light transmitted through the wavelength spectroscopic unit 201 is schematically shown. S401a is the blood clot, S401b is the separating agent, S401c is the serum, and S401d is the amount of transmitted light after passing through air. The light source 200 preferably emits light in the near-infrared region, and since the light in the near-infrared region passes through air and a test tube, the amount of transmitted light of S401d is the largest, and the shape is very close to the wavelength spectrum peculiar to the light source 200. .. The amount of transmitted light S401b transmitted through the separating agent is the second largest. The separating agent tends to transmit light in the near infrared region to a large extent, but the tendency becomes more remarkable on the long wavelength side. Serum has a tendency to generally absorb light in the near-infrared region, and the tendency becomes remarkable especially at long wavelengths, so that the characteristics are similar to those of S401c. Since the blood clot strongly absorbs light in the entire near infrared region, the amount of transmitted light S401a transmitted through the blood clot is the smallest.

このように光源２００からの光が透過する試料成分によって、透過光量や透過光量が特徴的な波長は大きく異なる。透過光量は試料の厚み（本例では試験管２０４の短手方向）にも依存しており、試料成分を検出する場合には特徴的な波長に着目する必要がある。 As described above, the wavelengths characterized by the amount of transmitted light and the amount of transmitted light differ greatly depending on the sample component through which the light from the light source 200 is transmitted. The amount of transmitted light also depends on the thickness of the sample (in this example, the lateral direction of the test tube 204), and it is necessary to pay attention to the characteristic wavelength when detecting the sample component.

図４Ｃは、各試料を透過した後の透過光量をそれぞれの最大値で正規化した結果の模式図である。Ｓ４０２ａは血餅を、Ｓ４０２ｂは分離剤を、Ｓ４０２ｃは血清を、Ｓ４０２ｄは空気を、それぞれ透過した後の透過光量を各最大値で正規化した結果を示す。透過光量ごとに正規化することにより、各透過光量の波長に対する特性がより顕著になるので、特徴的な波長をより容易に特定することができる。 FIG. 4C is a schematic diagram of the result of normalizing the amount of transmitted light after passing through each sample to the maximum value of each. S402a is a blood clot, S402b is a separating agent, S402c is a serum, and S402d is an air. By normalizing for each transmitted light amount, the characteristics of each transmitted light amount with respect to the wavelength become more remarkable, so that the characteristic wavelength can be specified more easily.

血餅層においては光源２００からの光は全波長領域で吸収されるので、Ｓ４０２ａにおいて特徴的な波長は存在せず平坦な波長依存特性となる。空気層は光源２００からの光をほとんど吸収しないので、Ｓ４０２ｄは光源２００固有のスペクトルに近い形状となる。本実施形態１では近赤外領域の光を放出する発光ダイオードを用いているので、光源２００の中心波長付近に１つのピークをもつスペクトルとなる。分離剤の主成分であるオレフィン系樹脂等は、近赤外光を透過するものの、短波長領域においては空気の場合と比較して光を吸収するので、スペクトルのピークは光源２００固有の波長から長波長側にシフトし、Ｓ４０２ｂのような波長依存特性となる。血清の主成分である水は、近赤外領域の長波長側、特に１４５０ｎｍや１９００ｎｍ、および両波長の中間波長領域で強く光を吸収するので、スペクトルは光源２００固有の波長よりも短波長側にピークをもつ。 In the blood clot layer, the light from the light source 200 is absorbed in the entire wavelength region, so that the characteristic wavelength does not exist in S402a and the wavelength-dependent characteristic is flat. Since the air layer hardly absorbs the light from the light source 200, the S402d has a shape close to the spectrum peculiar to the light source 200. Since the light emitting diode that emits light in the near infrared region is used in the first embodiment, the spectrum has one peak near the center wavelength of the light source 200. Although the olefin resin, which is the main component of the separating agent, transmits near-infrared light, it absorbs light in the short wavelength region as compared with the case of air, so the peak of the spectrum is from the wavelength peculiar to the light source 200. It shifts to the long wavelength side and becomes a wavelength-dependent characteristic like S402b. Since water, which is the main component of serum, strongly absorbs light in the long wavelength side of the near infrared region, especially in the intermediate wavelength region of 1450 nm and 1900 nm, and both wavelengths, the spectrum is on the short wavelength side of the wavelength peculiar to the light source 200. Has a peak.

図４Ｄは、各試料を透過した後の透過光量を最大値で正規化した値に関して一次導関数を算出した結果の模式図である。好ましくは、一次導関数は波長方向に算出される。すなわち波長の増分に対する透過光量の増分を一次導関数とする。Ｓ４０３ａは血餅を、Ｓ４０３ｂは分離剤を、Ｓ４０３ｃは血清を、Ｓ４０３ｄは空気を、それぞれ透過した後の透過光量を正規化した値の一次導関数である。一次導関数の値がゼロクロスする波長は、透過光量が極小値もしくは極大値となる波長を意味している。したがってゼロクロス点の波長を特定することにより、各試料成分の特徴的な波長を正確に特定できる。 FIG. 4D is a schematic diagram of the result of calculating the first derivative with respect to the value obtained by normalizing the amount of transmitted light after passing through each sample to the maximum value. Preferably, the first derivative is calculated in the wavelength direction. That is, the increase in the amount of transmitted light with respect to the increase in wavelength is taken as the first derivative. S403a is a blood clot, S403b is a separating agent, S403c is a serum, and S403d is an air, which is a linear derivative of a normalized value of the amount of transmitted light after being transmitted. The wavelength at which the value of the first derivative crosses zero means the wavelength at which the amount of transmitted light becomes a minimum value or a maximum value. Therefore, by specifying the wavelength of the zero cross point, the characteristic wavelength of each sample component can be accurately specified.

図４Ｃと図４Ｄによれば、各試料成分を表す特徴波長として、以下を特定することができる。分離剤と空気はそれぞれＳ４０２ｂとＳ４０２ｄに示すように特定の波長λ４とλ３において透過光量がピークとなるので、一次導関数はこれらの波長においてゼロクロスする。したがって一次導関数がこれら波長においてゼロクロスする成分層は、それぞれ血清層と空気層であることが特定できる。血清は短波長領域において透過光量が急峻に減衰する特性を有するので、一次導関数の値が最小である波長λ１から一次導関数の値が０になる波長までの波長領域における一次導関数の変化量（すなわち当該波長領域における二次導関数の値）などを用いて、当該成分層が血清層であることを特定できる。波長領域によらず平坦な特性を有する成分層は血餅層であることが分かる。 According to FIGS. 4C and 4D, the following can be specified as characteristic wavelengths representing each sample component. Since the separated agent and air peak in the amount of transmitted light at specific wavelengths λ4 and λ3 as shown in S402b and S402d, respectively, the first derivative crosses zero at these wavelengths. Therefore, it can be identified that the component layers in which the first derivative crosses zero at these wavelengths are the serum layer and the air layer, respectively. Since serum has the property that the amount of transmitted light is rapidly attenuated in the short wavelength region, the change in the first derivative in the wavelength region from the wavelength λ1 where the value of the first derivative is the minimum to the wavelength where the value of the first derivative becomes 0. It is possible to identify that the component layer is a serum layer by using an amount (that is, a value of a quadratic derivative in the wavelength region) or the like. It can be seen that the component layer having flat characteristics regardless of the wavelength region is a blood clot layer.

以上の説明においては、特徴的な波長成分を特定する便宜上、透過光量の一次導関数の値を用いることとしたが、図４Ｃから分かるように正規化した透過光量それ自体も特徴的なスペクトル特性を有しているので、これを用いて同様の処理を実施することもできる。例えばＳ４０２ｃにおいて、透過光量が最大となる波長と最小となる波長との間の差分に基づき、透過光量が短波長領域において急峻に減衰しているか否かを特定することができる。 In the above description, for the convenience of specifying the characteristic wavelength component, the value of the first derivative of the transmitted light amount is used, but as can be seen from FIG. 4C, the normalized transmitted light amount itself is also a characteristic spectral characteristic. Therefore, the same processing can be carried out using this. For example, in S402c, it is possible to specify whether or not the transmitted light amount is steeply attenuated in the short wavelength region based on the difference between the wavelength at which the transmitted light amount is maximum and the wavelength at which the transmitted light amount is minimum.

試料の成分が複雑である場合、例えば、脂肪成分が過剰に溶出した血清や、ビーズ、ゲル、ゴムなどの異なる種類の分離剤が含まれている場合には、λ２のような極小値を示す波長を抽出し、これを用いて各試料成分層を特定してもよい。極小値と極大値の区別は、あらかじめ試料成分ごとに把握しておけばよい。 When the components of the sample are complex, for example, when the serum contains excessively eluted fat components or when different types of separating agents such as beads, gels, and rubbers are contained, a minimum value such as λ2 is shown. The wavelength may be extracted and used to identify each sample component layer. The distinction between the minimum value and the maximum value may be grasped in advance for each sample component.

図５は、試験管２０４にラベル２１３が貼付されている場合における、照射位置の模式図、および各試料を透過した後の透過光量の波長依存性の模式図である。Ｓ５００ａはラベルと血餅を、Ｓ５００ｂはラベルと分離剤を、Ｓ５００ｃはラベルと血清を、Ｓ５００ｄはラベルと空気を、それぞれ計測した場合の光ビームの模式図である。Ｓ５０１ａはラベルと血餅を、Ｓ５０１ｂはラベルと分離剤を、Ｓ５０１ｃはラベルと血清を、Ｓ５０１ｄはラベルと空気を、それぞれ透過した後の透過光量を各最大値で正規化した結果を示す。比較のため図４Ｃで説明した波長特性を併記した。 FIG. 5 is a schematic diagram of the irradiation position when the label 213 is attached to the test tube 204, and a schematic diagram of the wavelength dependence of the amount of transmitted light after passing through each sample. S500a is a schematic diagram of a label and a blood clot, S500b is a label and a separating agent, S500c is a label and a serum, and S500d is a schematic diagram of a light beam when the label and the air are measured. S501a shows the label and the blood clot, S501b shows the label and the separating agent, S501c shows the label and the serum, and S501d shows the result of normalizing the transmitted light amount after passing through the label and the air. For comparison, the wavelength characteristics described in FIG. 4C are also shown.

図５に示すように、ラベル２１３が存在する試験管２０４の場合であっても、ピーク波長は変化しない。したがって、ラベル２１３の有無に関わらず試料成分層の位置を検出することができる。 As shown in FIG. 5, the peak wavelength does not change even in the case of the test tube 204 in which the label 213 is present. Therefore, the position of the sample component layer can be detected regardless of the presence or absence of the label 213.

試験管２０４の表面にラベル２１３が貼付されている場合、ラベル２１３表面で光源２００の光が散乱し、もしくはラベル２１３内部において光が吸収されるので、受光部２０２において検出される光量は低下する。ラベル２１３が貼付されていることによる光量低下の主要因は、ラベル２１３表面における光散乱である。この光散乱により、近赤外領域では波長によらず全波長領域において一定の光量が低下する。すなわち、ラベル２１３の有無に関わらず、試料成分のみに依拠して、透過光量がピークを示す波長が決まる。したがって図４Ｂ～図４Ｄで説明した手法により、血餅、分離剤、血清、空気の試料成分を特定できる。したがって、ラベル２１３が存在する場合であっても、試料成分を正確に特定することができる。 When the label 213 is attached to the surface of the test tube 204, the light of the light source 200 is scattered on the surface of the label 213 or the light is absorbed inside the label 213, so that the amount of light detected by the light receiving unit 202 is reduced. .. The main factor of the decrease in the amount of light due to the attachment of the label 213 is light scattering on the surface of the label 213. Due to this light scattering, a constant amount of light decreases in the entire wavelength region regardless of the wavelength in the near infrared region. That is, regardless of the presence or absence of the label 213, the wavelength at which the amount of transmitted light shows a peak is determined depending only on the sample component. Therefore, the sample components of blood clot, separating agent, serum, and air can be identified by the methods described in FIGS. 4B to 4D. Therefore, even when the label 213 is present, the sample component can be accurately specified.

図５において、ラベル２１３は受光部２０２の方向を向いているが、本実施形態１はラベル２１３が光源２００の方向を向いている場合に適用してもよい。試験管２０４の全周にわたってラベルが貼付されて目視で中身が確認しがたい場合や、複数枚のラベルが重ねて貼付されている場合であっても、本実施形態１を適用してもよい。その場合には、ラベルを透過させるために高出力のレーザ、もしくは高出力の発光ダイオードを用いてもよいし、発光のタイミングを間欠的なパルス状にすることによって瞬間的に高出力が得られるように光源２００を制御してもよい。複数のラベルが貼付されている場合には、光源２００のみならず受光部２０２においてもダイナミックレンジの広い光量の計測が求められる。そこで、受光部２０２において得られた信号を、対数増幅器を用いて広いダイナミックレンジにて検出してもよいし、動的にゲインを変更できるオートマティックゲインコントロール増幅器を用いてもよい。さらに、上述のパルス発光の場合には、発光周期に同期させて計測を実施することにより、信号対雑音比を向上させてもよい。 In FIG. 5, the label 213 faces the direction of the light receiving unit 202, but the first embodiment may be applied when the label 213 faces the direction of the light source 200. The present embodiment 1 may be applied even when the label is attached to the entire circumference of the test tube 204 and the contents are difficult to visually confirm, or when a plurality of labels are attached in layers. .. In that case, a high-power laser or a high-power light-emitting diode may be used to transmit the label, or a high-power output can be obtained instantaneously by setting the light emission timing to an intermittent pulse. The light source 200 may be controlled as such. When a plurality of labels are attached, it is required to measure the amount of light having a wide dynamic range not only in the light source 200 but also in the light receiving unit 202. Therefore, the signal obtained by the light receiving unit 202 may be detected in a wide dynamic range using a logarithmic amplifier, or an automatic gain control amplifier capable of dynamically changing the gain may be used. Further, in the case of the above-mentioned pulse emission, the signal-to-noise ratio may be improved by performing the measurement in synchronization with the emission cycle.

＜実施の形態１：まとめ＞
本実施形態１に係る生体試料分析装置１０は、試験管２０４を透過した透過光量がピークとなる波長を特定することにより、試験管２０４が収容している各層の試料成分を特定する。すなわち、複数の波長成分を有する光を光源２００が出射し、波長分光部２０１が特定の波長成分を分離することにより、各層の試料成分を特定することができる。したがって、複数の光源を用いることなく、簡易な光学系構成により各試料成分を正確に特定することができる。 <Embodiment 1: Summary>
The biological sample analyzer 10 according to the first embodiment specifies the sample component of each layer contained in the test tube 204 by specifying the wavelength at which the amount of transmitted light transmitted through the test tube 204 peaks. That is, the light source 200 emits light having a plurality of wavelength components, and the wavelength spectroscopic unit 201 separates the specific wavelength components, whereby the sample components of each layer can be specified. Therefore, each sample component can be accurately specified by a simple optical system configuration without using a plurality of light sources.

＜実施の形態２＞
本発明の実施形態２では、実施形態１で説明した装置構成と原理を前提として、試験管２０４が収容している各試料成分層間の境界面位置を特定する具体的な手順について説明する。生体試料分析装置１０の構成は実施形態１と同様であるので、以下では境界面位置を特定する手順について主に説明する。 <Embodiment 2>
In the second embodiment of the present invention, a specific procedure for specifying the boundary surface position between the layers of each sample component housed in the test tube 204 will be described on the premise of the apparatus configuration and the principle described in the first embodiment. Since the configuration of the biological sample analyzer 10 is the same as that of the first embodiment, the procedure for specifying the boundary surface position will be mainly described below.

図６Ａは、駆動装置２０５を用いて試験管２０４の位置を変化させながら取得した、試料透過後の透過光量が最大値となる波長のプロットである。光源２００からの光が吸収されて透過光量が検出下限以下となり、ピーク波長が検知できない場合、ピーク波長は光源２００に含まれる最も短い波長である１３００ｎｍであるものと仮定した。ここでは一般的な生化学免疫分析等で用いられる血液の成分を分離した試料の例を示す。試料は試験管の底から、血餅２０８／分離剤２０９／血清２１０の三層構造になっており、血清の上には空気２１１の層が存在する。試料の境界面は、血餅と分離剤との間の境界面６００、分離剤と血清との間の境界面６０１、血清と空気との間の境界面６０２である。特に分析に用いられる血清２１０の境界面位置を検出することが重要である。ピーク波長は図４Ｃに示した波形にしたがって、鉛直方向に試験管２０４を移動させることにより、ピーク波長の高さ依存性Ｓ６０３を取得した。 FIG. 6A is a plot of the wavelength at which the amount of transmitted light after passing through the sample becomes the maximum value, which is obtained while changing the position of the test tube 204 using the drive device 205. When the light from the light source 200 is absorbed and the amount of transmitted light becomes the detection lower limit or less and the peak wavelength cannot be detected, it is assumed that the peak wavelength is 1300 nm, which is the shortest wavelength included in the light source 200. Here, an example of a sample from which blood components used in general biochemical immunoassay and the like are separated is shown. The sample has a three-layer structure of blood clot 208 / separating agent 209 / serum 210 from the bottom of the test tube, and a layer of air 211 is present on the serum. The boundary surface of the sample is the boundary surface 600 between the blood clot and the separating agent, the boundary surface 601 between the separating agent and the serum, and the boundary surface 602 between the serum and the air. In particular, it is important to detect the interface position of serum 210 used in the analysis. As for the peak wavelength, the height dependence S603 of the peak wavelength was acquired by moving the test tube 204 in the vertical direction according to the waveform shown in FIG. 4C.

図４Ｃで説明したように、空気２１１におけるピーク波長はλ３、血清２１０におけるピーク波長はλ１、分離剤２０９におけるピーク波長はλ４、血餅２０８におけるピーク波長は存在しない。したがってピーク波長が変化する高さを特定することにより、各試料成分層間の境界面位置を検出することができる。図６中には示してはいないが、試験管２０４の底より下方の位置においては、試料や試験管等光源からの光を吸収する物体は通常存在しないので、ピーク波長は光源２００の中心波長となる。これを利用して試験管２０４の底を検出することもできる。 As described with reference to FIG. 4C, the peak wavelength in the air 211 is λ3, the peak wavelength in the serum 210 is λ1, the peak wavelength in the separating agent 209 is λ4, and the peak wavelength in the blood clot 208 is absent. Therefore, by specifying the height at which the peak wavelength changes, the position of the boundary surface between the layers of each sample component can be detected. Although not shown in FIG. 6, at a position below the bottom of the test tube 204, there is usually no object that absorbs light from the light source such as a sample or a test tube, so the peak wavelength is the center wavelength of the light source 200. It becomes. This can also be used to detect the bottom of the test tube 204.

図６Ｂは、例えば血液凝固分析等で用いられる試料について同様に試料成分層間の境界面位置を特定した結果の例である。試料は、試験管の底から、血球６０５／血しょう６０６の二層構造になっており、血しょうの上には空気２１１の層が存在する。試料の境界面は、血球と血しょうとの間の境界面６０７、血しょうと空気との間の境界面６０８、である。図６Ａと同じく、ピーク波長は試料成分層に対応して階段状に変化している。したがってこのような試料の場合にも、ピーク波長が変化する高さを抽出することにより、試料成分層間の境界面位置を検出することができる。 FIG. 6B is an example of the result of similarly specifying the boundary surface position between the sample component layers for a sample used in, for example, blood coagulation analysis. The sample has a two-layer structure of blood cells 605 / plasma 606 from the bottom of the test tube, and a layer of air 211 exists on the plasma. The interface of the sample is the interface 607 between blood cells and plasma, and the interface 608 between plasma and air. Similar to FIG. 6A, the peak wavelength changes stepwise corresponding to the sample component layer. Therefore, even in the case of such a sample, the position of the boundary surface between the sample component layers can be detected by extracting the height at which the peak wavelength changes.

本実施形態２では、試験管２０４の位置を約１ｍｍ単位で移動させながら計測を実施した。ピーク波長が変化する位置と、ノギスによって測定した試料境界面位置との間の誤差は、１ｍｍ以内と良好であった。試験管２０４と光源２００との間の相対位置をより精密に変化させることにより、さらに精密に境界面位置を計測してもよい。また、図６Ｂのような試料において精密に境界面位置が算出できる場合には、血球と血しょうの間に僅かに存在する、バフィーコートと呼ばれる層を検出するために、本発明を用いてもよい。バフィーコート中には、血小板や細胞成分が多く含まれるので、例えば血液凝固分析においてはバフィーコートを除外するニーズがあり、例えば遺伝子検査においてはバフィーコートを含めて試料を分注するニーズがある。本発明によりこれらニーズを実現することができる。 In the second embodiment, the measurement was performed while moving the position of the test tube 204 in units of about 1 mm. The error between the position where the peak wavelength changes and the position of the sample interface measured by the caliper was as good as 1 mm or less. The interface position may be measured more precisely by changing the relative position between the test tube 204 and the light source 200 more precisely. Further, when the boundary surface position can be accurately calculated in a sample as shown in FIG. 6B, the present invention can also be used to detect a layer called a buffy coat that is slightly present between blood cells and plasma. good. Since the buffy coat contains a large amount of platelets and cellular components, there is a need to exclude the buffy coat in, for example, blood coagulation analysis, and there is a need to dispense a sample including the buffy coat in, for example, a genetic test. According to the present invention, these needs can be realized.

図７は、生体試料分析装置１０が試料の境界面位置を抽出する手順を説明するフローチャートである。以下図７の各ステップについて説明する。 FIG. 7 is a flowchart illustrating a procedure in which the biological sample analyzer 10 extracts the boundary surface position of the sample. Each step of FIG. 7 will be described below.

（図７：ステップＳ７００）
光源２００は、試料を含む試験管２０４の側方から光を照射する。受光部２０２は、試料と波長分光部２０１を透過した光の透過光量を取得する。コンピュータ２０３は、波長分光部２０１が分離する波長を走査させながら各波長における透過光量を取得することにより、近赤外波長領域内の各波長における透過光量を取得する。 (Fig. 7: Step S700)
The light source 200 irradiates light from the side of the test tube 204 containing the sample. The light receiving unit 202 acquires the amount of transmitted light transmitted through the sample and the wavelength spectroscopic unit 201. The computer 203 acquires the transmitted light amount at each wavelength in the near-infrared wavelength region by acquiring the transmitted light amount at each wavelength while scanning the wavelengths separated by the wavelength spectroscopic unit 201.

（図７：ステップＳ７０１）
コンピュータ２０３は、走査した波長範囲内における透過光量の最大値を基準として、透過光量を正規化する。 (FIG. 7: Step S701)
The computer 203 normalizes the transmitted light amount with reference to the maximum value of the transmitted light amount within the scanned wavelength range.

（図７：ステップＳ７０２）
コンピュータ２０３は、ステップＳ７０１において正規化した透過光量の波長方向への一次導関数を算出する。すなわち、波長の増分に対する透過光量の増分を表す関数を求める。コンピュータ２０３は、求めた一次導関数のゼロクロス点を特定することにより、透過光量が最大となるピーク波長を算出する。さらに、図４Ｃと図４Ｄで説明した血清のような特性を有する試料成分については、一次導関数の最大値と最小値、および二次導関数を求めてもよい。 (FIG. 7: Step S702)
The computer 203 calculates the first derivative of the transmitted light amount normalized in step S701 in the wavelength direction. That is, a function representing an increase in the amount of transmitted light with respect to an increase in wavelength is obtained. The computer 203 calculates the peak wavelength at which the amount of transmitted light is maximized by specifying the zero crossing point of the obtained first derivative. Further, for the sample components having serum-like properties described in FIGS. 4C and 4D, the maximum and minimum values of the first derivative and the second derivative may be obtained.

（図７：ステップＳ７０３）
コンピュータ２０３は、駆動装置２０５により光源２００と試験管２０４との間の相対位置を変化させる。すなわち、試験管２０４に対して光を照射する高さ方向の位置を変化させる。好ましくは本ステップにおいて、所望の境界面位置分解能と同程度の分解能で相対位置を移動させる。 (FIG. 7: Step S703)
The computer 203 changes the relative position between the light source 200 and the test tube 204 by the drive device 205. That is, the position in the height direction of irradiating the test tube 204 with light is changed. Preferably, in this step, the relative position is moved with a resolution comparable to the desired boundary surface position resolution.

（図７：ステップＳ７０４）
好ましくは、試験管２０４の底と同じ高さに光源２００が配置された状態からステップＳ７００を開始し、コンピュータ２０３は、試験管２０４の高さに相当する距離だけ相対位置を変化させるまで、Ｓ７００からＳ７０３を繰り返す。試験管２０４自体の高さに関わらず、試料が存在する位置があらかじめ規定されている場合は、本ステップにおいて必ずしも試験管２０４の高さ分移動する必要は無く、所定の高さだけ移動した後に本ステップを終了してもよい。 (FIG. 7: Step S704)
Preferably, step S700 is started from the state where the light source 200 is arranged at the same height as the bottom of the test tube 204, and the computer 203 changes the relative position by a distance corresponding to the height of the test tube 204 until the S700 is changed. From S703 is repeated. Regardless of the height of the test tube 204 itself, if the position where the sample exists is specified in advance, it is not always necessary to move by the height of the test tube 204 in this step, and after moving by a predetermined height. This step may be completed.

（図７：ステップＳ７０５～Ｓ７０６）
コンピュータ２０３は、ステップＳ７０２の結果にしたがって、試料成分層間の境界面位置を求める（Ｓ７０５）。コンピュータ２０３は、求めた境界面位置と試験管２０４のサイズ（例えば内径）を用いて、各試料成分の液量を算出する（Ｓ７０６）。 (FIG. 7: Steps S705 to S706)
The computer 203 obtains the boundary surface position between the sample component layers according to the result of step S702 (S705). The computer 203 calculates the liquid amount of each sample component using the obtained boundary surface position and the size (for example, inner diameter) of the test tube 204 (S706).

図７に示した各ステップは、この順番に限るものではない。例えば、Ｓ７０１とＳ７０２はＳ７０４の次に実施しても構わない。高分解能で境界面位置を算出する場合は、Ｓ７００とＳ７０３を独立に実施する必要があるが、分解能は追求せず高速に境界面位置を算出したいという要求に応えるためには、Ｓ７００とＳ７０３を同時に実施し、Ｓ７０４の後にＳ７０１およびＳ７０２を実施してもよい。 The steps shown in FIG. 7 are not limited to this order. For example, S701 and S702 may be carried out after S704. When calculating the boundary surface position with high resolution, it is necessary to carry out S700 and S703 independently, but in order to meet the demand for high-speed calculation of the boundary surface position without pursuing resolution, S700 and S703 are used. It may be carried out at the same time, and S701 and S702 may be carried out after S704.

＜実施の形態３＞
実施形態１～２においては、波長分光部２０１が分離する波長を走査することにより、各試料成分を特定する手順を説明した。実施形態１～２で説明した手法を用いる場合、波長分光部２０１が分離する波長を連続的に変化させることになる。図３に示したようなファブリ・ペローフィルタは電圧によりミラー薄膜３０１の物理的な距離を変更させて透過波長を変化させるので、透過波長が安定するまでに時間を要する。したがって実施形態１～２において、波長領域を連続的に変化させるためには、計測のスループットは犠牲になる。 <Embodiment 3>
In the first and second embodiments, the procedure for specifying each sample component by scanning the wavelengths separated by the wavelength spectroscopic unit 201 has been described. When the method described in the first and second embodiments is used, the wavelength separated by the wavelength spectroscopic unit 201 is continuously changed. Since the Fabry-Perot filter as shown in FIG. 3 changes the transmission wavelength by changing the physical distance of the mirror thin film 301 by the voltage, it takes time for the transmission wavelength to stabilize. Therefore, in the first and second embodiments, the measurement throughput is sacrificed in order to continuously change the wavelength region.

他方で試料成分の構成があらかじめ分かっており各試料成分層の位置のみを特定する必要がある場合は、必ずしも波長を走査して全ての波長における透過光量を取得する必要はないと考えられる。本発明の実施形態３ではこのことを利用して各試料成分を簡易的に特定する手順を説明する。生体試料分析装置１０の構成は実施形態１～２と同様である。 On the other hand, if the composition of the sample components is known in advance and it is necessary to specify only the position of each sample component layer, it is considered that it is not always necessary to scan the wavelengths to obtain the transmitted light amount at all wavelengths. In the third embodiment of the present invention, a procedure for simply specifying each sample component by utilizing this will be described. The configuration of the biological sample analyzer 10 is the same as that of the first and second embodiments.

図８Ａは、波長分光部２０１の透過波長をλ１～λ４まで変化させた場合における、透過光量の波長依存性を示す。Ｓ８００ａは血餅を、Ｓ８００ｂは分離剤を、Ｓ８００ｃは血清を、Ｓ８００ｄは空気を、それぞれ透過した後の透過光量を各最大値で正規化した結果を示す。図４Ｃで説明したように、透過光量がピークとなる波長は試料成分層ごとにそれぞれ異なる。したがって、試料成分の構成と各試料成分の波長特性があらかじめ分かっているのであれば、各試料成分層に対してλ１～λ４それぞれの透過光量を測定し、いずれの波長において透過光量がピークとなるかを判定することにより、各層の試料成分を特定することができる。 FIG. 8A shows the wavelength dependence of the amount of transmitted light when the transmitted wavelength of the wavelength spectroscopic unit 201 is changed from λ1 to λ4. S800a shows the blood clot, S800b shows the separating agent, S800c shows the serum, and S800d shows the result of normalizing the amount of transmitted light after passing through the air at the maximum values. As described with reference to FIG. 4C, the wavelength at which the amount of transmitted light peaks differs for each sample component layer. Therefore, if the composition of the sample components and the wavelength characteristics of each sample component are known in advance, the transmitted light amount of each of λ1 to λ4 is measured for each sample component layer, and the transmitted light amount peaks at any wavelength. By determining whether or not, the sample component of each layer can be specified.

図８Ｂは、試験管２０４に血餅２０８、分離剤２０９、血清２１０が含まれた場合において、図８Ａで説明した手順にしたがって各試料成分を特定した結果を示す。透過波長を連続的に走査させた図６Ａと同様に、透過光量が最大となる波長は、試料成分層間の境界位置に応じてステップ状に変化する。すなわち、透過光量が最大となる波長の変化点を算出することにより、試料層間の境界面位置を検出することができる。 FIG. 8B shows the results of identifying each sample component according to the procedure described in FIG. 8A when the test tube 204 contains the blood clot 208, the separating agent 209, and the serum 210. Similar to FIG. 6A in which the transmitted wavelength is continuously scanned, the wavelength at which the amount of transmitted light is maximized changes stepwise according to the boundary position between the sample component layers. That is, the position of the boundary surface between the sample layers can be detected by calculating the change point of the wavelength at which the amount of transmitted light is maximized.

図８Ｃは、試験管２０４に血球６０５と血しょう６０６が含まれた場合において、図８Ａで説明した手順にしたがって各試料成分を特定した結果を示す。図８Ｂと同様に、透過光量が最大となる波長の変化点を算出することにより、試料層間の境界面位置を検出することができる。 FIG. 8C shows the results of identifying each sample component according to the procedure described in FIG. 8A when the test tube 204 contains blood cells 605 and plasma 606. Similar to FIG. 8B, the boundary surface position between the sample layers can be detected by calculating the change point of the wavelength at which the amount of transmitted light is maximized.

図８Ａで説明した手順により試料成分層間の境界面位置を特定する場合、各波長は光源２００の中心波長周辺から数点程度選択することが望ましく、さらには検出したい試料成分層の層数と同数程度を選択することが好ましい。 When specifying the boundary surface position between the sample component layers by the procedure described with FIG. 8A, it is desirable to select several wavelengths from around the center wavelength of the light source 200, and further, the same number as the number of layers of the sample component layer to be detected. It is preferable to select the degree.

図９は、生体試料分析装置１０が試料の境界面位置を抽出する手順を説明するフローチャートである。以下図９の各ステップについて説明する。 FIG. 9 is a flowchart illustrating a procedure in which the biological sample analyzer 10 extracts the boundary surface position of the sample. Each step of FIG. 9 will be described below.

（図９：ステップＳ９００）
本ステップはステップＳ７００と同様である。ただしコンピュータ２０３は、波長分光部２０１が分離する波長を、図８Ａで説明したように離散的に変化させる点が、ステップＳ７００とは異なる。 (Fig. 9: Step S900)
This step is the same as step S700. However, the computer 203 is different from the step S700 in that the wavelength separated by the wavelength spectroscopic unit 201 is changed discretely as described with reference to FIG. 8A.

（図９：ステップＳ９０１～Ｓ９０２）
Ｓ９０１はステップＳ７０１と同様である。コンピュータ２０３は、正規化した透過光量が最大となる波長方向を特定する(Ｓ９０２)。例えば図８ＡのＳ８００ｄにおいては、波長λ１～λ４のうち透過光量が最大となるのはλ３である。 (FIG. 9: Steps S901 to S902)
S901 is the same as step S701. The computer 203 specifies the wavelength direction in which the normalized amount of transmitted light is maximized (S902). For example, in S800d of FIG. 8A, λ3 has the largest amount of transmitted light among the wavelengths λ1 to λ4.

（図９：ステップＳ９０３～Ｓ９０４）
これらステップはＳ７０３～Ｓ７０４と同様である。 (FIG. 9: Steps S903 to S904)
These steps are the same as in S703 to S704.

（図９：ステップＳ９０５）
コンピュータ２０３は、好ましくは、得られた鉛直方向のプロットに対して、フィルタ処理などによってノイズを除去する。これは図８Ｂにおける血清と空気との間の境界面付近に存在しているようなノイズ成分を取り除き、試料の境界面位置を正確に演算するためである。 (FIG. 9: Step S905)
The computer 203 preferably removes noise from the obtained vertical plot by filtering or the like. This is to remove noise components such as those existing near the interface between serum and air in FIG. 8B, and to accurately calculate the position of the interface of the sample.

（図９：ステップＳ９０６～Ｓ９０７）
これらステップはＳ７０５～Ｓ７０６と同様である。 (FIG. 9: Steps S906 to S907)
These steps are the same as in S705 to S706.

＜実施の形態３：まとめ＞
本実施形態３に係る生体試料分析装置１０は、あらかじめ成分構成がわかっている試料に対して、各成分の透過光量がピークとなる波長の光を照射することにより、各層の試料成分を特定する。これにより、波長分光部２０１が分離する波長成分を走査する必要がなくなるので、試料成分層の境界面位置を、精度よくかつ高速に特定することができる。 <Embodiment 3: Summary>
The biological sample analyzer 10 according to the third embodiment identifies a sample component of each layer by irradiating a sample whose component composition is known in advance with light having a wavelength at which the amount of transmitted light of each component peaks. .. This eliminates the need for the wavelength spectroscopic unit 201 to scan the separated wavelength components, so that the boundary surface position of the sample component layer can be specified accurately and at high speed.

＜本発明の変形例について＞
本発明は、前述した実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施形態は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。 <About a modification of the present invention>
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and includes various modifications. For example, the above-described embodiment has been described in detail in order to explain the present invention in an easy-to-understand manner, and is not necessarily limited to the one including all the described configurations. Further, it is possible to replace a part of the configuration of one embodiment with the configuration of another embodiment, and it is also possible to add the configuration of another embodiment to the configuration of one embodiment. Further, it is possible to add / delete / replace a part of the configuration of each embodiment with another configuration.

以上の実施形態においては、試料を試験管２０４に入れた例を説明したが、試験管２０４に限定されず、他の容器が使用されてもよい。以上の実施形態においては、試験管２０４と受光部２０２との間に波長分光部２０１が配置されているが、試験管２０４と波長分光部２０１との位置関係は逆でも構わない。すなわち光源２００と受光部２０２の間に試験管２０４と波長分光部２０１が存在すれば、順序は問わない。 In the above embodiment, the example in which the sample is placed in the test tube 204 has been described, but the present invention is not limited to the test tube 204, and other containers may be used. In the above embodiment, the wavelength spectroscopic unit 201 is arranged between the test tube 204 and the light receiving unit 202, but the positional relationship between the test tube 204 and the wavelength spectroscopic unit 201 may be reversed. That is, as long as the test tube 204 and the wavelength spectroscopic unit 201 are present between the light source 200 and the light receiving unit 202, the order does not matter.

以上の実施形態においては、試験管２０４の位置を移動させることによって、試験管２０４と光源２００との間の相対位置を変化させたが、試験管２０４は固定しておき、光源２００（および波長分光部２０１と受光部２０２）の位置を移動させてもよい。 In the above embodiment, the relative position between the test tube 204 and the light source 200 is changed by moving the position of the test tube 204, but the test tube 204 is fixed and the light source 200 (and the wavelength) is changed. The positions of the spectroscopic unit 201 and the light receiving unit 202) may be moved.

以上の実施形態によって得られた試料成分層間の境界面位置（例えば境界面６０１や境界面６０７）は、分注モジュール１０７が活用してもよい。分注モジュール１０７は、試験管２０４から血清や血しょうを一定量吸引し、別の試験管に小分けにする。この工程において、分注プローブが粘性の高い分離剤や血球成分まで挿入されると、プローブが詰まる可能性が高く分析が止まるリスクが高い。そこで、得られた境界面位置情報を元に分注プローブの位置を制御すれば、そのリスクを低減することができる。また一般に、試料は円筒形状の試験管に入っている場合が多い。したがって試料層の境界面位置が分かれば、そこから試料層を円柱等で近似することによって、体積を算出することができる。例えばステップＳ７０６においてこの手順を用いることができる。この体積情報を元にすれば、分注モジュール１０７によって何回分注できるか試算することができる。もし試料量が不足している場合には、優先項目から分析を実施するなどしてもよい。 The dispensing module 107 may utilize the boundary surface positions (for example, the boundary surface 601 and the boundary surface 607) between the sample component layers obtained by the above embodiments. The dispensing module 107 sucks a certain amount of serum or plasma from the test tube 204 and divides it into another test tube. If the dispensing probe is inserted into a highly viscous separating agent or blood cell component in this step, the probe is likely to be clogged and there is a high risk that the analysis will stop. Therefore, if the position of the dispensing probe is controlled based on the obtained boundary surface position information, the risk can be reduced. In general, the sample is often contained in a cylindrical test tube. Therefore, if the position of the boundary surface of the sample layer is known, the volume can be calculated by approximating the sample layer with a cylinder or the like. For example, this procedure can be used in step S706. Based on this volume information, it is possible to estimate how many times the dispensing module 107 can dispense. If the sample amount is insufficient, the analysis may be performed from the priority items.

上記の各構成、機能、処理部、処理手段等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ（ＳｏｌｉｄＳｔａｔｅＤｒｉｖｅ）等の記録装置、または、ＩＣカード、ＳＤカード等の記録媒体に置くことができる。また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしも全ての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。 Each of the above configurations, functions, processing units, processing means, and the like may be realized by hardware, for example, by designing a part or all of them by an integrated circuit. Further, each of the above configurations, functions, and the like may be realized by software by the processor interpreting and executing a program that realizes each function. Information such as programs, tables, and files that realize each function can be placed in a memory, a hard disk, a recording device such as an SSD (Solid State Drive), or a recording medium such as an IC card or an SD card. In addition, the control lines and information lines indicate those that are considered necessary for explanation, and do not necessarily indicate all the control lines and information lines in the product. In practice, it can be considered that almost all configurations are interconnected.

１００…前処理システム
１０１…搬送ライン
１０２…投入モジュール
１０３…遠心分離モジュール
１０４…検出装置
１０５…開栓モジュール
１０６…ラベラ
１０７…分注モジュール
１０８…閉栓モジュール
１０９…仕分けモジュール
１１０…収納モジュール
１１１…制御用ＰＣ
１１２…自動分析装置
２００…光源
２０１…波長分光部
２０２…受光部
２０３…コンピュータ
２０４…試験管
２０５…駆動装置
２０６…把持装置
２０７…表示機
２０８…血餅
２０９…分離剤
２１０…血清
２１１…空気
２１２…キャップ
２１３…ラベル
３００…レンズ
３０１…ミラー薄膜
３０２…中間層
３０３…電圧制御装置 100 ... Pretreatment system 101 ... Conveyance line 102 ... Input module 103 ... Centrifugation module 104 ... Detection device 105 ... Opening module 106 ... Labeler 107 ... Dispensing module 108 ... Closing module 109 ... Sorting module 110 ... Storage module 111 ... Control PC for
112 ... Automatic analyzer 200 ... Light source 201 ... Wavelength spectroscopic unit 202 ... Light receiving unit 203 ... Computer 204 ... Test tube 205 ... Drive device 206 ... Gripping device 207 ... Display 208 ... Blood clot 209 ... Separator 210 ... Serum 211 ... Air 212 ... Cap 213 ... Label 300 ... Lens 301 ... Mirror thin film 302 ... Intermediate layer 303 ... Voltage control device

Claims

It is an analyzer that analyzes the sample components contained in the sample.
A light source that irradiates a container containing one or more of the sample components separated from the sample in a layered manner with light.
A spectroscopic unit that separates the wavelength component of the light,
A sensor that measures the light intensity of the wavelength component that has passed through the sample, the container, and the spectroscopic unit.
A control device that changes the wavelength component that the spectroscopic unit separates from the light.
An arithmetic unit that identifies the sample component contained in the sample by using the light intensity of the wavelength component measured by the sensor.
Equipped with
The spectroscopic unit is configured to transmit only light of a specific wavelength according to the gap by using the interference of light by arranging two mirror thin films through the gap, and the control device. Controls the spectroscopic unit so as to transmit only the wavelength component of a specific wavelength by controlling the gap.
The first sample component contained in the sample has a characteristic that the light intensity measured by the sensor is maximized at the first wavelength among the wavelength components of the light.
The second sample component contained in the sample, which is different from the first sample component, has the maximum light intensity measured by the sensor at the second wavelength, which is larger than the first wavelength among the wavelength components of the light. Has the characteristics of
The light source is configured to emit the light having a plurality of wavelength components ranging from a third wavelength smaller than the first wavelength to a fourth wavelength larger than the second wavelength.
The spectroscopic unit scans the wavelength component separated from the light emitted by the light source from the third wavelength to the fourth wavelength, thereby causing the light to cover a wavelength region including the first wavelength and the second wavelength. Is radiated to the sensor.
Each of the arithmetic units housed in the container by specifying the wavelength at which the light intensity measured by the sensor is maximum in the wavelength range from the third wavelength to the fourth wavelength for each layer. An analyzer characterized by identifying the sample component.

The sample component has a characteristic that the light intensity of the light transmitted through the sample component has an extreme value at a specific wavelength within a predetermined wavelength region.
The arithmetic unit calculates a linear derivative of the function of the light intensity with respect to the wavelength by obtaining the amount of change in which the light intensity measured by the sensor changes with respect to the increment of the wavelength.
The analyzer according to claim 1, wherein the arithmetic unit specifies the sample component by specifying a wavelength in which the value of the first derivative becomes 0 in the wavelength region.

The sample component has a characteristic that the light intensity of the light transmitted through the sample component has an extreme value at a specific wavelength within a predetermined wavelength region.
The arithmetic unit calculates a linear derivative of the function of the light intensity with respect to the wavelength by obtaining the amount of change in which the light intensity measured by the sensor changes with respect to the increment of the wavelength.
The arithmetic unit determines the difference between the wavelength when the first derivative takes the maximum value and the wavelength when the first derivative takes the minimum value, and the difference between the maximum value and the minimum value. Therefore, the analyzer according to claim 1, wherein the sample component is specified by specifying the characteristics of the first derivative.

Each of the sample components has a characteristic that the light intensity of the light transmitted through the sample component has a maximum value at different specific wavelengths within a predetermined wavelength region.
The spectroscopic unit separates each of the specific wavelengths corresponding to each of the sample components.
The arithmetic unit identifies the specific wavelength for each layer by acquiring the measurement result of the sensor for each specific wavelength corresponding to each sample component.
The analyzer according to claim 1, wherein the arithmetic unit identifies that each layer is the sample component corresponding to the specified wavelength.

The arithmetic unit is characterized in that after normalizing the light intensity measured by the sensor, the sample component contained in the container is specified by specifying the wavelength at which the light intensity is maximized. The analyzer according to claim 1.

The analyzer further comprises a drive device that changes the irradiation position on the container to which the light is irradiated.
The arithmetic unit specifies the boundary position between the first sample component and the second sample component contained in the sample by specifying the sample component while changing the irradiation position by the driving device. The analyzer according to claim 1.

The arithmetic unit uses the inner diameter of the container and the boundary position to obtain the volume of the first sample component contained in the container and the volume of the second sample component contained in the container. The analyzer according to claim 6, wherein at least one of them is calculated.

The sample contains serum or plasma after centrifugation of blood as the sample component.
The arithmetic unit has, as the boundary position, the boundary surface between the blood clot and the separating agent, the boundary surface between the serum and the separating agent, the upper liquid surface of the serum, and between the blood cell and the plasma. The analyzer according to claim 6, wherein at least one of the boundary surface of the blood plasma and the upper liquid level of the plasma is specified.

The analyzer according to claim 8, wherein the light source irradiates the light having a near infrared wavelength.

The analyzer according to claim 8, wherein the spectroscopic unit has a wavelength resolution shorter than a full width at half maximum of 20 nm.

The analyzer according to claim 1, further comprising an automatic analysis unit for quantitatively analyzing the sample components.