WO2017065075A1 - 吸光度測定装置および吸光度測定方法 - Google Patents

吸光度測定装置および吸光度測定方法 Download PDF

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WO2017065075A1
WO2017065075A1 PCT/JP2016/079728 JP2016079728W WO2017065075A1 WO 2017065075 A1 WO2017065075 A1 WO 2017065075A1 JP 2016079728 W JP2016079728 W JP 2016079728W WO 2017065075 A1 WO2017065075 A1 WO 2017065075A1
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light
absorbance
microchip
image
measurement
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Application number
PCT/JP2016/079728
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English (en)
French (fr)
Inventor
聡司 松澤
茂樹 松本
Original Assignee
ウシオ電機株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/27—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands using photo-electric detection ; circuits for computing concentration

Definitions

  • the present invention relates to an absorbance measuring apparatus and an absorbance measuring method. More specifically, the present invention relates to an absorbance measuring apparatus and an absorbance measuring method for detecting bilirubin.
  • Bilirubin the main component of serum (plasma) color, is mainly caused by the decay of hemoglobin in erythrocytes.
  • bilirubin increases, the entire skin in the human body becomes yellow and jaundice.
  • most of jaundice observed in the neonatal period (specifically, 90% of newborns) is a physiological symptom and disappears spontaneously in 3-5 days after birth.
  • pathological jaundice that exceeds the range of physiological jaundice progresses to nuclear jaundice that causes central neuropathy. It can result in severe sequelae and may result in death.
  • NICU neuronatal intensive care unit
  • obstetrics perform screening based on the total bilirubin concentration in the blood for phototherapy. For this reason, quantitative measurement of bilirubin is required. Colorimetric methods are mainly used for quantitative measurement of bilirubin.
  • Non-Patent Document 1 As a quantitative measurement method of bilirubin by a colorimetric method, blood plasma (liquid sample) is subjected to a centrifugal separation process to extract plasma components (components to be examined), and the absorbance of the plasma components in a predetermined wavelength range is measured. A method of measuring and calculating the bilirubin concentration based on the obtained absorbance is known (see, for example, Non-Patent Document 1).
  • the quantitative measurement method of bilirubin by the colorimetric method described in Non-Patent Document 1 will be specifically described.
  • plasma components may include hemolyzed hemoglobin (hemoglobin leaked (eluted) from the inside of damaged red blood cells).
  • hemolyzed hemoglobin hemoglobin leaked (eluted) from the inside of damaged red blood cells.
  • the absorption curve of the plasma component is obtained by superimposing the absorption curve of bilirubin and the absorption curve of hemolyzed hemoglobin.
  • the absorption curve of a certain plasma component is shown by a solid line
  • the absorption curve of bilirubin is shown by a broken line
  • the absorption curve of hemolyzed hemoglobin is shown by a one-dot chain line.
  • the absorbance B of bilirubin at a wavelength of 455 nm is measured.
  • the absorbance B 1 in which 2 and the absorbance H 2 of hemolyzed hemoglobin at a wavelength of 455 nm are superimposed is measured. That is, the absorbance B 2 of bilirubin at a wavelength of 455 nm cannot be obtained as a measurement value.
  • the absorbance H 1 when attention is focused on the absorbance H 1 at a wavelength of 575 nm where there is no absorption of bilirubin and only hemolyzed hemoglobin is absorbed, the absorbance at this wavelength of 575 nm (absorbance of hemolyzed hemoglobin at a wavelength of 575 nm) H
  • the value of 1 is almost identical to the value of absorbance H 2 at a wavelength of 455 nm for hemolyzed hemoglobin.
  • the absorbance B 2 of bilirubin at a wavelength of 455 nm is obtained by subtracting the value of absorbance H 2 at a wavelength of 455 nm of hemolyzed hemoglobin from the value of absorbance B 1 of the plasma component at a wavelength of 455 nm. It can be approximated by a value obtained by subtracting the value of absorbance H 1 at a wavelength of 575 nm of the plasma component from the value of 1 .
  • the absorbance of bilirubin at a wavelength of 455 nm can be easily obtained. It can. Since the absorbance of bilirubin thus obtained is proportional to the concentration of bilirubin, the concentration can be determined from the absorbance.
  • the absorbance measuring apparatus includes a holder 54 for holding a glass capillary 53 having an inner diameter of about 1 mm, in which a plasma component is sealed, a light source 51 for irradiating the capillary 53 with white light, and a light source 51 that passes through the capillary 53.
  • a dichroic mirror 43 that splits the light emitted from the dichroic mirror, and photodiodes 56A and 56B that receive the light split by the dichroic mirror 43.
  • the holder 54 has a substantially cylindrical shape in which a capillary housing space for housing the capillary 53 is formed, and a light introduction slit 54A communicating with the capillary housing space is provided on the peripheral wall.
  • the dichroic mirror 43 transmits light in a wavelength range including a wavelength of 575 nm and reflects light in a wavelength range including a wavelength of 455 nm.
  • a metal interference filter 44A that selectively transmits light having a wavelength of 575 nm is provided on the optical path from the transmitted light of the dichroic mirror 43 to the photodiode 56A.
  • a metal interference filter 44B that selectively transmits light having a wavelength of 455 nm is provided on the optical path from the reflected light of the dichroic mirror 43 to the photodiode 56B.
  • the two photodiodes 56A and 56B are each connected to the microcomputer 55.
  • the absorbance of the plasma component (specifically, the absorbance at a wavelength of 455 nm and the absorbance at a wavelength of 575 nm) is calculated based on the transmitted light intensity measured by the photodiodes 56A and 56B, and the plasma component is further calculated.
  • the absorbance of bilirubin is calculated from the absorbance of the bilirubin, and the concentration of bilirubin is calculated based on the absorbance of the obtained bilirubin.
  • the microcomputer 55 is connected to a measurement result display means 48 for displaying the calculated bilirubin absorbance and bilirubin concentration.
  • plasma components test target components
  • the extracted plasma components are extracted into the capillary tube 53. And is attached to the holder 54.
  • the light transmitted through the capillary tube 53 (plasma component) is split by the dichroic mirror 43 into light in a wavelength region including a wavelength of 455 nm and light in a wavelength region including a wavelength of 575 nm, and the metal interference filter 44A is provided by photodiodes 56A and 56B. , 44B and the transmitted light intensity of the light having a wavelength of 455 nm and the light having a wavelength of 575 nm are measured. Further, the absorbance of bilirubin is calculated by the microcomputer 55 based on the measured value, and the concentration of bilirubin is calculated based on the absorbance.
  • a microchip made of a light transmissive material (specifically, for example, a light transmissive resin) is used instead of the capillary tube 53 in the absorbance measurement apparatus as shown in FIG.
  • a microchip made of a light transmissive material specifically, for example, a light transmissive resin
  • the white light from the light source is converted into a specific part of the micrometer-sized microchannel, specifically, It is difficult to irradiate only the part into which the plasma component extracted from blood flows. More specifically, since the light irradiation area in the microchip is an extremely small area, the microchip requires extremely high alignment accuracy on the order of micrometers with respect to the light source. However, due to the dimensional tolerance of the microchip and the fact that the microchip is inserted into and removed from the holder for each measurement, an error in the arrangement position of the microchip with respect to the holder occurs every measurement. The alignment error of the microchip cannot be reduced to the micrometer order. For this reason, the microchip cannot be arranged in a desired state aligned on the micrometer order, and as a result, it becomes difficult to irradiate only a specific part of the microchip with white light from the light source. It cannot be measured.
  • the present invention has been made based on the circumstances as described above, and an object thereof is to provide an absorbance measuring apparatus and an absorbance measuring method capable of easily measuring the absorbance of a component to be examined using a microchip. There is to do.
  • the absorbance measurement apparatus of the present invention includes a first flow path for flowing a liquid sample, a second flow path that communicates with the first flow path and separates a test target component from the liquid sample, and the second flow path.
  • a microchip including a measurement unit into which a test target component separated from a liquid specimen flows in a flow path;
  • a light source that emits light in a predetermined wavelength range;
  • An imaging element having an imaging field of view including a measurement unit in the microchip;
  • An image processing mechanism having a function of performing image processing on image data relating to an image captured by the imaging device, and a function of specifying the measurement unit in the image, and a function of calculating an absorbance of a test target component in the measurement unit; It is characterized by providing.
  • the light source emits light in the first wavelength band and light in the second wavelength band simultaneously or at different times.
  • the light in the first wavelength range includes light in the wavelength range of 400 to 500 nm
  • the light in the second wavelength range is in the range of wavelength 520 to 620 nm. It preferably contains light.
  • the absorbance measurement method of the present invention includes a first channel that circulates a liquid sample, a second channel that communicates with the first channel and separates a component to be examined from the liquid sample, and the second A microchip having a measurement unit through which a component to be examined separated from a liquid specimen flows in the flow path is irradiated with light in a predetermined wavelength range, and the region including the measurement unit in the microchip is
  • the imaging unit is characterized in that the measurement unit in the image is specified by performing image processing on the image data related to the image captured by the imaging element, and the absorbance of the examination target component in the measurement unit is calculated.
  • the absorbance measurement method of the present invention based on the absorbance of light in the first wavelength range of the component to be inspected in the measurement unit and the absorbance of light in the second wavelength range of the component to be inspected in the measurement unit. It is preferable to calculate the absorbance of a specific substance constituting the component to be examined.
  • the light in the first wavelength range includes light in the wavelength range of 400 to 500 nm
  • the light in the second wavelength range is in the range of wavelength 520 to 620 nm. It preferably contains light.
  • the absorbance measurement apparatus of the present invention includes an imaging element having a region including a measurement unit in a microchip as an imaging visual field, and an image processing mechanism that performs image processing on image data relating to an image obtained by the imaging element.
  • the image processing mechanism has a function of specifying the measurement unit in the image and a function of calculating the absorbance of the test target component in the measurement unit by performing image processing on the image data. Therefore, the position (pixel position) of the measurement unit in the image is detected from the image data relating to the image obtained by imaging the measurement unit and its peripheral region in the microchip, and the component to be inspected based on the luminance value at the position of the measurement unit Can be calculated. Therefore, according to the absorbance measurement apparatus of the present invention, since the microchip does not require alignment on the micrometer order with respect to the light source and the optical mechanism, the absorbance of the test target component can be easily measured using the microchip. Can do.
  • the image data relating to the image of the region including the measurement part in the microchip is subjected to image processing, whereby the measurement part in the image is specified, and the absorbance of the component to be inspected in the measurement part is calculated. can do. Therefore, according to the absorbance measurement method of the present invention, since the microchip does not require alignment in the micrometer order with respect to the light source and the optical mechanism, the absorbance of the component to be inspected can be easily measured using the microchip. Can do.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line A-A ′ of FIG. 2.
  • FIG. 3 is a sectional view taken along line B-B ′ of FIG. 2.
  • It is a flowchart figure which shows the light absorbency measuring method of this invention.
  • It is explanatory drawing which shows the other example of a structure of the light absorbency measuring apparatus of this invention.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing an example of the configuration of the absorbance measuring apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory view showing the main part of the microchip in the absorbance measurement apparatus of FIG. 1, and specifically, the portion where the first flow path, the second flow path, and the measurement section are formed. It is a partial enlarged view for explanation shown in an enlarged manner.
  • 3 is a cross-sectional view taken along the line AA ′ of FIG. 2
  • FIG. 4 is a cross-sectional view taken along the line BB ′.
  • This absorbance measuring apparatus 10 uses a blood sample as a liquid specimen, a blood plasma component in the blood as a test target component, and a bilirubin (specification) that constitutes the plasma component based on the absorbance of the plasma component measured using a colorimetric method.
  • the absorbance of the substance is calculated, and the concentration of the bilirubin, specifically, the concentration of bilirubin in the blood is measured. That is, the absorbance measuring device 10 is an absorbance measuring device for detecting bilirubin.
  • the absorbance measurement apparatus 10 is disposed so as to face a chip holder (not shown) that detachably holds the microchip 20 made of a light-transmitting material vertically and one surface (left surface in FIG. 1) of the microchip 20.
  • the light source 11 is provided.
  • a multiband pass filter 12 is disposed between the light source 11 and the microchip 20 in the vicinity of the light source 11, and a collimator lens 13 is provided between the multiband pass filter 12 and the microchip 20. Is arranged.
  • the multiband pass filter 12 selectively transmits light in a predetermined wavelength range (specifically, light in a wavelength range including a wavelength of 455 nm and light in a wavelength range including a wavelength of 575 nm), and the spectral width of the transmitted light.
  • the collimator lens 13 emits incident light as parallel light.
  • the multiband pass filter 12 and the collimator lens 13 constitute an irradiation optical mechanism, and light emitted from the light source 11 is also referred to as a specific region (hereinafter referred to as “light irradiation region”) in the microchip 20. ).
  • an imaging unit 16 including an imaging element is disposed so as to face the other surface (the right surface in FIG. 1) of the microchip 20.
  • An achromatic lens 14 is disposed between the microchip 20 and the image pickup means 16.
  • the achromatic lens 14 enlarges an optical image made of light emitted from the light source 11 (specifically, for example, enlarges at a magnification of 5 times) and projects it onto the imaging device of the imaging means 16.
  • a control unit 17 is electrically connected to the imaging unit 16, and an image processing mechanism that performs image processing on image data related to an image captured by the imaging device of the imaging unit 16 is configured by the control unit 17. Yes.
  • a light source 19 of the light source 11 is electrically connected to the control unit 17.
  • the control unit 17 displays a light source control function for performing lighting control of the light source 11 and a measurement result together with an image processing function for image processing of image data relating to an image captured by the image sensor of the imaging unit 16. It has a measurement result display function.
  • the microchip 20 has a rectangular flat plate shape. Inside the microchip 20, a first flow path 23 for circulating blood (liquid specimen), a measurement unit 27 for flowing a plasma component (component to be tested) in blood, and one end (FIGS. 2 and 4).
  • the second flow path 25 is formed at the other end (the right end in FIGS. 2 and 4) and communicates with the measurement section 27 at the other end (the right end in FIGS. 2 and 4).
  • the first flow path 23, the second flow path 25, and the measurement unit 27 are connected from the viewpoint of fluidity of blood and plasma components. Hydrophobic treatment is applied to the partitioning inner peripheral wall.
  • the first channel 23 has a channel size (specifically, channel width W1 is 400 ⁇ m and channel depth D1 is 100 ⁇ m) through which blood can circulate. This is communicated with the outside through a sample introduction opening (not shown) provided on the upper side (upper side in FIG. 1) of the side.
  • the second flow path 25 is a flow path dimension that allows only plasma components in blood to flow, that is, components other than plasma components (specifically, blood cell components) do not flow in, and only plasma components flow in. It has a flow path dimension (specifically, a flow path width of 50 ⁇ m, a flow path depth D2 of 2 ⁇ m, and a flow path length of 270 ⁇ m).
  • the second flow path 25 functions as a separation flow path for separating a plasma component from blood.
  • the measuring unit 27 is capable of storing a plasma component separated from blood in the second flow path 25 and storing the plasma component.
  • a specific example of the dimension is a width W2 of 350 ⁇ m, The depth D3 is 100 ⁇ m.
  • a plurality (specifically, eight) second flow paths 25 are formed in the microchip 20, and the plurality of second flow paths 25 are the first flow paths. 25 are arranged in parallel at regular intervals (for example, at equal intervals).
  • the microchip 20 is formed by bonding two substrates 21A and 21B made of a light transmissive material via an adhesive layer (not shown), and a bonding surface of the two substrates 21A and 21B.
  • the first channel 23, the second channel 25, and the measurement unit 27 are formed by sealing the grooves and the recesses formed in the two by sealing the two substrates 21A and 21B together. It is a thing. More specifically, the first flow path groove 23A and the measurement portion recess 27A are formed on the bonding surface (the upper surface in FIGS. 3 and 4) of one substrate 21A so as to be separated from each other. ing. Further, in the state where the second flow path groove 25A is bonded to the one substrate 21A on the bonding surface (the lower surface in FIGS.
  • the other substrate 21B is bonded to the one substrate 21A.
  • One end is formed on the first flow path recess 23A, and the other end is formed on the measurement section recess 27A.
  • these two substrates 21A and 21B are bonded together via an adhesive layer, so that the first flow path groove 23A and the measurement portion recess 27A in one substrate 21A are formed by the other substrate 21B.
  • the second flow path groove 25A in the other substrate 21B is sealed by the one substrate 21A.
  • the microchip 20 in which the first flow path 23, the second flow path 25, and the measurement unit 27 are formed is obtained.
  • the two substrates 21A and 21B constituting the microchip 20 have, for example, dimensions of 25 mm ⁇ 45 mm and a thickness of 1 mm.
  • a polypropylene resin As the light transmissive material constituting the microchip 20 (substrates 21A and 21B), a polypropylene resin, a polymer block incompatible with the polypropylene resin (hereinafter simply referred to as “polymer block X”), and an elastomer made of conjugated diene.
  • the polypropylene resin a homopolymer of propylene, or a random copolymer of propylene and ethylene or an ⁇ -olefin other than propylene such as butene-1 or hexene-1 can be used.
  • the polymer block X is not particularly limited as long as it is incompatible with the polypropylene resin.
  • a vinyl aromatic monomer for example, styrene
  • ethylene or methacrylate for example, methyl methacrylate
  • the polymer block obtained can be used.
  • Specific examples of the polymer block X include polystyrene type and polyolefin type.
  • polystyrene-based polymer block X examples include 1 selected from styrene, ⁇ -methylstyrene, o-methylstyrene, m-methylstyrene, p-methylstyrene, 2,4-dimethylstyrene, vinylnaphthalene, and vinylanthracene.
  • polystyrene-based polymer block X examples include 1 selected from styrene, ⁇ -methylstyrene, o-methylstyrene, m-methylstyrene, p-methylstyrene, 2,4-dimethylstyrene, vinylnaphthalene, and vinylanthracene.
  • examples thereof include polymer blocks obtained by polymerizing seeds or two or more kinds of vinyl aromatic compounds.
  • polystyrene-based polymer block X examples include an ethylene-propylene copolymer block, an ethylene-1-butene copolymer block, an ethylene-1-octene copolymer block, and an ethylene-propylene-1,4-hexadiene copolymer.
  • examples thereof include a polymer block and an ethylene-propylene-5-ethylidene-2-norbornene copolymer block.
  • the polymer block Y includes a polybutadiene block composed of a structural unit comprising at least one group selected from the group consisting of 2-butene-1,4-diyl group and vinylethylene group, 2-methyl-2-butene
  • a polyisoprene block composed of a structural unit comprising at least one group selected from the group consisting of a 1,4-diyl group, an isopropenylethylene group and a 1-methyl-1-vinylethylene group;
  • the structural unit comprising at least one group selected from the group consisting of diyl groups and vinylethylene groups; Etc.
  • the arrangement of the structural unit derived from isoprene and the structural unit derived from butadiene in the isoprene / butadiene copolymer block may be any of random, block, and tapered block.
  • Specific hydrogenated derivatives are obtained by hydrogenating the specific block copolymers described above.
  • the state of hydrogenation in a specific hydrogenated derivative may be partial hydrogenation or complete hydrogenation.
  • the adhesive constituting the adhesive layer includes acrylic ester copolymer resin, ethylene-vinyl acetate copolymer resin, ethylene-vinyl acetate copolymer / acrylic ester copolymer composite resin. It is preferable to use one containing at least one resin selected from styrene-butadiene copolymer resin, acrylonitrile-butadiene copolymer resin, vinyl chloride resin and vinylidene chloride resin. Further, the adhesive layer may contain additives such as a fine particle filler and polyvinyl alcohol as necessary.
  • the light source 11 a light source that emits light in a predetermined wavelength range, specifically, appropriate light according to a component to be inspected (specific substance) is used.
  • the light source 11 is capable of emitting light in different wavelength ranges, specifically, light in the first wavelength range and light in the second wavelength range simultaneously or at different times from the viewpoint of measurement reliability. It is preferable that Specifically, since the test target component is a plasma component and the specific substance is bilirubin, the light in the first wavelength range includes light in the wavelength range of 400 to 500 nm, and the light in the second wavelength range is It is preferable to include light in the wavelength range of 520 to 620 nm.
  • the light source 11 can emit light in the first wavelength range including light in the wavelength range of 400 to 500 nm and light in the second wavelength range including light in the wavelength range of 520 to 620 nm simultaneously or at different times. Therefore, even if the plasma component contains substances other than bilirubin (specifically, hemoglobin (hemoglobin leaked (eluted) from damaged red blood cells)), the concentration of bilirubin in the blood is high. It can be measured with reliability. Specifically, since the absorbance of bilirubin (absorbance of bilirubin at a wavelength of 454 nm) can be measured with high reliability, the value of the concentration of bilirubin in blood calculated based on the measured absorbance of bilirubin is high. It will have a sex.
  • a specific example of the light source 11 includes an LED element.
  • an LED chip with a peak emission wavelength of 450 nm hereinafter also referred to as “first LED chip” and an LED chip with a peak emission wavelength of 570 nm (hereinafter referred to as “second LED chip”).
  • LED elements two-wavelength LED elements
  • the light source 11 can emit light of the first wavelength range from the first LED chip and light of the second wavelength range from the second LED chip at different times, and has a wavelength of 455 nm.
  • the light intensity (light intensity before entering the microchip) is 0.2 mW / cm 2 and the intensity of light having a wavelength of 575 nm (light intensity before entering the microchip) is 0.08 mW / cm 2. .
  • an image pickup field is used in which an area including the measurement unit 27 in the microchip 20 is used.
  • the imaging field of the imaging device of the imaging unit 16 is a region where the measurement unit 27 is located and its peripheral region on the other surface facing the imaging device of the microchip 20. It is preferable that the peripheral region related to the imaging field of view of the imaging element includes at least a part of the region where the first flow path 23 is located. Since the first flow path 23 in the microchip 20 is included in the imaging field of the image sensor, whether or not blood is introduced into the microchip 20 (first flow path 23) is detected by image processing by the control means 17. Can be detected. In the example of FIG.
  • a region surrounded by the alternate long and short dash line including a part of the first flow path 23 and the plurality of second flow paths 25 together with the measurement unit 27 is an imaging field of view of the image sensor.
  • the region constituting the imaging field of view of the imaging element is irradiated with light emitted from the light source 11 and incident from the light irradiation region in the entire region of the microchip 20. That is, on one surface of the microchip 20, a region facing the region that is the imaging field of view of the imaging device on the other surface of the microchip 20 is a light irradiation region.
  • CMOS image pickup device As a specific example of the image pickup device of the image pickup means 16, a CMOS image pickup device or the like can be given.
  • a CMOS camera equipped with a CMOS image sensor is used as the imaging means 16.
  • the imaging field of view of the CMOS image sensor of this CMOS camera that is, the image size obtained in the CMOS camera is 640 ⁇ 480 pixels (corresponding to an area of 1090 ⁇ 820 ⁇ m in vertical and horizontal dimensions in the microchip 20).
  • the control unit 17 is an image processing function, specifically, a measurement unit specifying function for specifying the measurement unit 27 in the image by performing image processing on the image data related to the image captured by the imaging device of the imaging unit 16; And an absorbance calculation function for calculating the absorbance of the plasma component in the measurement unit 27. That is, in the control means 17, first, the position (pixel position) of the measurement unit 27 in the image is detected by the measurement unit specifying function to specify the measurement unit 27 in the image, and the position information of the measurement unit 27 is obtained. Record. Then, the absorbance of the plasma component is calculated by measuring the luminance of the position (pixel position) of the measurement unit 27 in the image based on the recorded position information of the measurement unit 27 by the absorbance calculation function.
  • the measurement unit 27 is specified based on the shadow of the measurement unit 27 in the image captured by the imaging device of the imaging unit 16. More specifically, the control unit 17 can recognize the measuring unit 27 in the image captured by the imaging device of the imaging unit 16 based on the shadow.
  • a flow path specifically, the first flow path 23 and the second flow path 25
  • the measurement unit 27 is detected and specified based on the shadow of the measurement unit 27, or the shadow of the measurement unit 27 and the shadow of the flow path included in the imaging field of view, and the measurement unit in the image 27 positions (pixel positions) can be grasped.
  • the absorbance is calculated based on the luminance measured at the position (pixel position) of the measurement unit 27 in the image.
  • a part of the position (pixel position) of the measurement unit 27 in the image obtained when the measurement unit 27 is empty (hereinafter also referred to as “absorbance measurement part”).
  • the average value of the luminance (luminance value) measured and the average value of the luminance (luminance value) measured at the absorbance measurement portion obtained when the measurement unit 27 is filled with plasma components are calculated. Is done. Then, from these average values, the intensity ratio of incident light (incident light in the measuring unit 27) and transmitted light (transmitted light in the measuring unit 27), that is, absorbance is calculated.
  • incident light incident light in the measuring unit 27
  • transmitted light transmitted light
  • control unit 17 has 71 ⁇ 71 pixels (in the microchip 20) at the position (image position) of the measurement unit 27 specified from the image having an image size of 640 ⁇ 480 pixels obtained by the imaging unit 16.
  • the portion having a vertical and horizontal dimension of 100 ⁇ m ⁇ 100 ⁇ m) corresponds to the absorbance measurement portion.
  • control means 17 performs image processing on the image data related to the image picked up by the image pickup device of the image pickup means 16, thereby determining whether or not the microchip 20 is attached to the chip holder, and the microchip 20 (first flow path 23. It is preferable that at least one of the presence / absence of blood introduction and the presence / absence of air bubbles in the measurement unit 27 of the microchip 20 can be detected.
  • the control means 17 is preferably capable of calculating the bilirubin concentration in the blood based on the measured (calculated) absorbance (absorbance of plasma components).
  • control means 17 can detect whether or not the microchip 20 is mounted in the chip holder and whether or not blood is introduced into the microchip 20, the microchip 20 is mounted on the chip holder. In the case where blood is not introduced even after a lapse of a certain time, an error signal can be transmitted from the control means 17. Moreover, if the control means 17 can detect the presence or absence of air bubbles in the measurement unit 27 of the microchip 20, high measurement reliability can be obtained. Specifically, in the measurement unit 27, when the plasma component is introduced in a state where bubbles are mixed, an error signal can be transmitted from the control means 17. In the example of FIG.
  • control means 17 includes whether or not the microchip 20 is mounted in the chip holder, whether or not blood is introduced into the microchip 20 (first flow path 23), and whether or not air bubbles are mixed in the measurement unit 27. Can be detected, and the bilirubin concentration in the blood can be calculated based on the measured absorbance (absorbance of plasma components).
  • the calculation of the bilirubin concentration is performed based on the measured absorbance (absorbance of plasma components). Specifically, based on the fact that the absorbance of the plasma component at the wavelength of 575 nm and the absorbance of the hemolyzed hemoglobin at the wavelength of 455 nm are approximately the same, the absorbance of the plasma component at the wavelength of 455 nm is subtracted. Thus, the absorbance of bilirubin (absorbance of bilirubin at a wavelength of 455 nm) is obtained.
  • the concentration of bilirubin is calculated by comparing the absorbance of the obtained bilirubin with a calibration curve obtained in advance. Further, the presence / absence of blood introduction into the microchip 20 (first flow path 23) is detected based on the luminance measured at the position (pixel position) of the first flow path 23 in the image. More specifically, since the blood cell component (blood cell) absorbs light having a wavelength of 455 nm and light having a wavelength of 575 nm, when blood is circulated through the first flow path 23, the first in the image is displayed. The luminance at the position (pixel position) of the flow path 23 greatly decreases.
  • the measured luminance is obtained by acquiring image data at regular time intervals after the microchip 20 is mounted on the chip holder, and continuously measuring the luminance at the position (pixel position) of the first flow path 23. It can be determined that blood is introduced when the blood pressure decreases. Further, detection of the presence or absence of bubbles in the measurement unit 27 of the microchip 20 is performed based on the degree of decrease in luminance at the position (pixel position) of the measurement unit 27 in the image. More specifically, when bubbles are mixed in the measurement unit 27, light is refracted at the outline portion of the bubbles. Therefore, in the image captured by the image sensor, the brightness of the outline portion of the bubbles is reduced. Therefore, the bubble shape appears like a low-luminance shadow. That is, the luminance is locally reduced. On the other hand, when the plasma component flows into the measurement unit 27 without air bubbles being mixed in, the brightness is lowered as a whole. Therefore, it can be determined that bubbles are mixed when a local decrease in luminance occurs.
  • control means 17 include a microcomputer and a personal computer.
  • the absorbance measuring apparatus 10 having such a configuration is one in which the absorbance measuring method of the present invention is implemented.
  • the microchip 20 is irradiated with light in a predetermined wavelength region, the region including the measurement unit 27 in the microchip 20 is imaged by the imaging element, and the image is captured by the imaging element.
  • the measurement unit 27 in the image is specified, and the absorbance of the test target component in the measurement unit 27 is calculated.
  • the absorbance measurement method of the present invention when the liquid specimen is blood and the test target component is a plasma component, and when the absorbance of bilirubin, which is a specific substance, is calculated based on the measured absorbance of the plasma component, From the viewpoint of measurement reliability, it is preferable that the absorbance of bilirubin is calculated based on the absorbance of the plasma component in the first wavelength region and the second wavelength region.
  • the light in the first wavelength range is assumed to include light in the wavelength range of 400 to 500 nm, The light includes light having a wavelength in the range of 520 to 620 nm.
  • the absorbance measurement apparatus 10 operates according to the flowchart shown in FIG. 5 to measure the absorbance of plasma components (test target components) by the absorbance measurement method of the present invention. Then, the absorbance of bilirubin (specific substance) constituting the plasma component is calculated based on the absorbance of the plasma component, and the bilirubin concentration in the blood is calculated based on the calculated absorbance.
  • a color image is picked up by a CMOS image pickup device constituting the image pickup device of the image pickup means 16.
  • the color image includes luminance values for the three primary colors (blue luminance value, green luminance value, and red luminance value), and the blue luminance value is used for absorbance measurement at a wavelength of 455 nm, and the green color is obtained. Are used for absorbance measurement at a wavelength of 575 nm.
  • the light emission wavelength region of the second LED chip (LED chip having a peak light emission wavelength of 570 nm) overlaps the blue sensitivity range of the CMOS image sensor, and the first LED chip falls within the green sensitivity range of the CMOS image sensor.
  • the emission wavelength ranges of (LED chips with a peak emission wavelength of 450 nm) overlap.
  • the absorbance measurement apparatus 10 is configured such that when an operator gives an instruction to start measurement via an operation switch (not shown), one LED chip (specifically, the first LED chip) in the light source 11 is controlled by the control unit 17. ) Is turned on, and light in the first wavelength band is emitted from the light source 11 (step (1)). Then, an optical image composed of light in the first wavelength range emitted from the light source 11 is projected onto the imaging device of the imaging means 16. Further, in the control unit 17, image processing of image data relating to an image captured by the image sensor of the imaging unit 16 is performed at regular time intervals. When the operator attaches the microchip 20 to the chip holder, it is detected by the image processing in the control means 17 that the microchip 20 is attached to the chip holder (step (2)).
  • the measurement unit 27 is identified (step (3)), and the luminance in the measurement unit 27 is measured (step (4)).
  • step (3) the position information of the measuring unit 27 in the specified image is recorded in the control means 17.
  • the luminance measurement value (luminance value) obtained in step (4) is the blue luminance value (hereinafter also referred to as “initial luminance value”) B1 in the measurement unit 27 before the plasma component inflow.
  • one LED chip (first LED chip) in the light source 11 is turned off by the control means 17 (step (5)).
  • the other LED chip (specifically, the second LED chip) in the light source 11 is turned on by the control means 17, and light in the second wavelength region is emitted from the light source 11 (step (6)).
  • the luminance in the measurement unit 27 is measured based on the recorded position information of the measurement unit 27 by image processing in the control unit 17 (step (7)).
  • the luminance measurement value (luminance value) obtained in step (7) is the green luminance value (hereinafter also referred to as “initial luminance value”) G1 in the measurement unit 27 before the plasma component inflow.
  • Step (9) When the operator introduces blood into the microchip 20 (first flow path 23) through the sample introduction opening (step (8)), the blood is introduced by image processing in the control means 17. (Step (9)). Here, if it is not detected that blood has been introduced after a lapse of a certain time since the microchip 20 was mounted on the chip holder, an error signal is transmitted by the control means 17. Thereafter, the other LED chip (second LED chip) in the light source 11 is turned off by the control means 17 (step (10)), and is kept in a standby state for a predetermined time (step (11)). In this step (11), the predetermined time is determined based on the time required for the plasma component to be extracted, that is, the plasma component to flow into the measuring unit 27.
  • one LED chip (first LED chip) in the light source 11 is turned on by the control means 17, and light in the first wavelength range is emitted from the light source 11 (step (12)).
  • the luminance in the measurement unit 27 is measured based on the recorded position information of the measurement unit 27 by image processing in the control unit 17 (step (13)).
  • the luminance measurement value (luminance value) obtained in this step (13) is the blue luminance value (hereinafter also referred to as “inflow luminance value”) B2 in the measurement unit 27 after plasma component inflow.
  • inflow luminance value blue luminance value
  • an error signal is transmitted by the control means 17.
  • one LED chip (first LED chip) in the light source 11 is turned off by the control means 17 (step (14)).
  • the other LED chip (second LED chip) in the light source 11 is turned on by the control means 17, and light in the second wavelength band is emitted from the light source 11 (step (15)).
  • the luminance in the measurement unit 27 is measured based on the recorded position information of the measurement unit 27 (step (16)).
  • the luminance measurement value (luminance value) obtained in this step (16) is a green luminance value (hereinafter also referred to as “inflow luminance value”) G2 in the measurement unit 27 after the inspection target component flows in.
  • the other LED chip (second LED chip) in the light source 11 is turned off by the control means 17 (step (17)).
  • the absorbance Ab at a wavelength of 455 nm of the plasma component is calculated by the following formula (1) based on the initial luminance value B1 and the post-inflow luminance value B2 (step (18)).
  • the absorbance Ag of the plasma component at a wavelength of 575 nm is calculated by the following mathematical formula (2) (step (19)).
  • bilirubin is obtained by the following equation (3).
  • Step (20) Absorbance of bilirubin at a wavelength of 455 nm is calculated (step (20)). Based on the absorbance of bilirubin obtained in this way, the concentration of bilirubin is calculated by comparing the absorbance of the obtained bilirubin with a previously obtained calibration curve between the absorbance of bilirubin and the concentration of bilirubin. (Step (21)), the absorbance and bilirubin concentration of the obtained bilirubin are displayed on the control means 17, and the measurement is completed.
  • the absorbance measurement method of the present invention specifically, the measurement unit 27 in the image is obtained from the image data relating to the image obtained by imaging the measurement unit 27 and its peripheral region in the microchip 20.
  • the absorbance of the plasma component can be measured by a method of specifying and calculating the absorbance of the plasma component based on the luminance value at the position of the measurement unit 27. Therefore, the microchip 20 only needs to be irradiated with light from the light source 11 on the measurement unit 27 and its peripheral region. Therefore, alignment on the micrometer order with respect to the light source 11 and the irradiation optical mechanism is not required. Even when the chip 20 is used, the absorbance of the plasma component can be easily measured. Based on the absorbance of the obtained plasma component, the absorbance of bilirubin and further the concentration of bilirubin in blood can be measured.
  • the light source 11 differs between light in the first wavelength range (light in a wavelength range including a wavelength of 450 nm) and light in a second wavelength range (light in a wavelength range including a wavelength of 570 nm). Since it can be radiated from time to time, the concentration of bilirubin in blood can be measured with high reliability even if the plasma component contains hemolyzed hemoglobin. In addition, the degree of freedom in selecting the image sensor increases.
  • the emission wavelength range of the second LED chip overlaps the blue sensitivity range of the image sensor
  • the emission wavelength range of the first LED chip overlaps the green sensitivity range of the image sensor
  • the second LED chip is turned off when measuring the absorbance at a wavelength of 455 nm
  • the first LED chip is turned off when measuring the absorbance at a wavelength of 575 nm, so that the measurement can be performed with high reliability. That is, it is possible to suppress the sensitivity range of the image sensor from being largely limited in relation to the wavelength range of light emitted from the light source 11.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing another example of the configuration of the absorbance measuring apparatus of the present invention.
  • the absorbance measuring device 30 is an absorbance measuring device for detecting bilirubin, similarly to the absorbance measuring device 10 according to FIG. That is, the absorbance measuring apparatus 30 uses a blood sample as a liquid sample, a blood plasma component in the blood as a test target component, and a bilirubin that constitutes the plasma component based on the absorbance of the plasma component measured using a colorimetric method ( The absorbance of the specific substance is calculated, and the concentration of bilirubin, specifically, the concentration of bilirubin in blood is measured.
  • the absorbance measuring device 30 includes two LED elements 31A and 31B provided with light sources separately, and a dichroic mirror 33 for synthesizing the light emitted from the two LED elements 31A and 31B. And that the band-pass filters 32A and 32B and the collimator lenses 13 and 13 are provided on the optical path from the light emitted from the LED elements 31A and 31B to the dichroic mirror 33.
  • the apparatus has basically the same configuration as the absorbance measuring apparatus 10 according to FIG.
  • the collimator lenses 13 and 13, the microchip 20, the chip holder (not shown), the achromat lens 14, the imaging unit 16, and the control unit 17 that constitute the absorbance measuring device 30 are the collimators that constitute the absorbance measuring device 10 according to FIG. 1.
  • the lens 13, the microchip 20, the chip holder, the achromatic lens 14, the imaging unit 16, and the control unit 17 are the same.
  • the absorbance measuring device 30 includes a chip holder that detachably holds the microchip 20 vertically, a first LED element 31A disposed so as to face one surface of the microchip 20 (the left surface in FIG. 6), and a first Between the LED element 31A and the microchip 20, the dichroic mirror 33 disposed so that one surface faces the first LED element 31A, and the second disposed so as to face the other surface of the dichroic mirror 33.
  • LED element 31B As the first LED element 31A, an LED element (single wavelength LED element) including an LED chip having a peak emission wavelength of 450 nm is used. As the second LED element 31B, an LED element (single wavelength LED element) including an LED chip having a peak emission wavelength of 570 nm is used.
  • the dichroic mirror 33 transmits light radiated from the first LED element 31A and reflects light radiated from the second LED element 31B.
  • the dichroic mirror 33 reflects the optical axis of the first LED element 31A. For example, the posture is inclined 45 °.
  • a first band-pass filter 32A is disposed in the vicinity of the first LED element 31A.
  • a collimator lens 13 is disposed between the dichroic mirror 33.
  • the first bandpass filter 32A selectively transmits light having a wavelength of 455 nm, adjusts the spectral width of the transmitted light (specifically, narrows the band), and sets the spectral half width to 10 to 15 nm. It is.
  • a second band pass filter 32B is disposed between the second LED element 31B and the dichroic mirror 33 in the vicinity of the second LED element 31B, and the second band pass filter 32B.
  • the collimator lens 13 is disposed between the dichroic mirror 33 and the dichroic mirror 33.
  • the second bandpass filter 32B selectively transmits light having a wavelength of 575 nm, adjusts the spectral width of the transmitted light (specifically, narrows the band), and sets the spectral half width to 10 to 15 nm. It is.
  • the bandpass filters 32A and 32B, the collimator lenses 13 and 13 and the dichroic mirror 33 disposed between the microchip 20 and the light source (the first LED element 31A and the second LED element 31B).
  • the absorbance measuring apparatus 30 is provided with an imaging means 16 having an imaging element so as to face the dichroic mirror 33 with the microchip 20 interposed therebetween.
  • An achromatic lens 14 is disposed between the microchip 20 and the image pickup means 16.
  • a control unit 17 is electrically connected to the imaging unit 16, and an image processing mechanism that performs image processing on image data related to an image captured by the imaging device of the imaging unit 16 is configured by the control unit 17. Yes.
  • a light source 39 that is common to the first LED element 31A and the second LED element 31B is electrically connected to the control means 17. In the example of FIG.
  • the control unit 17 controls the lighting of the two LED elements 31 ⁇ / b> A and 31 ⁇ / b> B that constitute the light source, together with an image processing function that performs image processing on image data related to an image captured by the image sensor of the image capturing unit 16. It has a light source control function to be performed and a measurement result display function for displaying a measurement result.
  • This absorbance measurement device 30 is the one in which the absorbance measurement method of the present invention is carried out in the same manner as the absorbance measurement device 10 according to FIG. 1, and operates according to the flowchart shown in FIG. taking measurement.
  • the first LED element 31A is turned on in step (1) and step (12), and the first LED element is turned on in step (5) and step (14).
  • 31A is turned off.
  • the second LED element 31B is turned on, and in step (10) and step (17), the second LED element 31B is turned off.
  • the absorbance measurement method of the present invention specifically, the measurement unit 27 in the image is obtained from the image data relating to the image obtained by imaging the measurement unit 27 and its peripheral region in the microchip 20.
  • the absorbance of the plasma component can be measured by a method of specifying and calculating the absorbance of the plasma component based on the luminance value at the position of the measurement unit 27.
  • the microchip 20 only needs to be irradiated with light from the light source on the measurement unit 27 and its peripheral region. Therefore, alignment on the micrometer order with respect to the light source and the irradiation optical mechanism is not required. Even if is used, the absorbance of plasma components can be easily measured. Based on the absorbance of the obtained plasma component, the absorbance of bilirubin and further the concentration of bilirubin in blood can be measured.
  • the light source emits light in the first wavelength range (light in the wavelength range including 450 nm) and light in the second wavelength range (light in the wavelength range including 570 nm) at different times. Therefore, even if the plasma component contains hemolyzed hemoglobin, the bilirubin concentration in the blood can be measured with high reliability. In addition, the degree of freedom in selecting the image sensor increases.
  • FIG. 7 is an explanatory view showing still another example of the configuration of the absorbance measuring apparatus of the present invention.
  • the absorbance measurement device 40 is an absorbance measurement device for detecting bilirubin, similarly to the absorbance measurement device 10 according to FIG. 1 and the absorbance measurement device 30 according to FIG. That is, the absorbance measurement device 40 uses blood as a liquid sample, the plasma component in the blood as a test target component, and the bilirubin constituting the plasma component based on the absorbance of the plasma component measured using a colorimetric method. The absorbance is calculated, and the concentration of the bilirubin, specifically, the bilirubin concentration in the blood is measured.
  • the absorbance measurement device 40 has two dichroic mirrors 43 for splitting the light emitted from the light source 41 that has passed through the microchip 20 and two optical images that are formed by the respective lights split by the dichroic mirror 43.
  • the image pickup means 46A, 46B and the measurement result display means 48 are provided, and the metal interference filters 44A, 44B are provided on the optical path from the light dispersed by the dichroic mirror 43 to the image pickup means 46A, 46B. 1 except that the lenses 49A and 49B are provided.
  • FIG. 1 is the same as the constituent member of the absorbance measuring apparatus 10 according to FIG. That is, the collimator lens 13 and the microchip 20 constituting the absorbance measurement device 40 are the same as the collimator lens 13 and the microchip 20 constituting the absorbance measurement device 10 according to FIG.
  • the absorbance measurement device 40 includes a chip holder that detachably holds the microchip 20 vertically, and a light source 41 that is disposed so as to face the microchip 20.
  • the light source 41 can simultaneously emit light in the first wavelength range and light in the second wavelength range, specifically, light including a wavelength range of 400 to 500 nm and light including a wavelength range of 520 to 620 nm.
  • a collimator lens 13 is disposed between the light source 41 and the microchip 20.
  • the collimator lens 13 constitutes an irradiation optical mechanism, and irradiates the light irradiation area of the microchip 20 with the light emitted from the light source 11.
  • a dichroic mirror 43 is disposed in a posture inclined by, for example, 45 ° with respect to the optical axis of the light source 41 so as to face the light source 41.
  • the dichroic mirror 43 transmits light in a wavelength range including a wavelength of 575 nm and reflects light in a wavelength range including a wavelength of 455 nm.
  • the first image pickup means 46A provided with the image pickup device is disposed so as to face the other surface (the right surface in FIG. 7) of the dichroic mirror 43 through a metal interference filter 44A that transmits light having a wavelength of 575 nm.
  • the second image pickup means 46B having an image pickup device is disposed so as to face one surface (the left surface in FIG.
  • the first image pickup unit 46A and the metal filter 44A the first image pickup is performed by magnifying (specifically, for example, magnifying at a magnification of 5) an optical image made of light emitted from the light source 41.
  • a lens 49A for projecting onto the image sensor of the means 46A is provided.
  • a second imaging is performed by enlarging (specifically, for example, enlarging at a magnification of 5 times) an optical image formed of light emitted from the light source 41.
  • a lens 49B for projecting onto the image sensor of the means 46B is provided.
  • a photodiode array is used for each of the first image pickup means 46A and the second image pickup element 46B.
  • a common control unit 47 is electrically connected to the first imaging unit 46A and the second imaging unit 46B, and the control unit 47 allows the imaging device and the second imaging unit of the first imaging unit 46A to be connected.
  • An image processing mechanism that performs image processing on image data related to an image captured by the image sensor of the means 46B is configured.
  • the control means 47 is electrically connected to a measurement result display means 48 for displaying the measurement result and a light source 19 of the light source 41.
  • control means 47 a microcomputer, a personal computer or the like is used, and as the measurement result display means 48, a liquid crystal display is used.
  • the control unit 47 turns on the light source together with an image processing function that performs image processing on image data relating to images captured by the imaging device of the first imaging unit 46 ⁇ / b> A and the imaging device of the second imaging unit 46 ⁇ / b> B. It has a control function.
  • the absorbance measuring device 40 having this configuration is the one in which the absorbance measuring method of the present invention is carried out in the same manner as the absorbance measuring device 10 according to FIG. 1 and the absorbance measuring device 30 in FIG. Then, the absorbance measuring device 40 does not measure the initial luminance value B1 and the initial luminance value G1, that is, does not perform the steps (4) to (7) in the flowchart shown in FIG. The flowchart except that the value B2 and the luminance value G2 after inflow are measured synchronously, that is, the steps (12) to (14) and the steps (15) to (17) are performed synchronously.
  • step (2) Measure the bilirubin concentration in the blood by operating according to During the measurement operation of the absorbance measurement device 40, in step (2), it is detected that the microchip 20 is mounted on the chip holder by the chip detection switch provided on the chip holder.
  • step (18) the initial luminance value B1 recorded in the control means 47 is used for calculating the absorbance at a wavelength of 455 nm.
  • step (19) the control means 47 is used for calculating the absorbance at a wavelength of 575 nm.
  • the initial luminance value G1 recorded in is used.
  • the absorbance measurement method of the present invention specifically, the measurement unit 27 in the image is obtained from the image data relating to the image of the measurement unit 27 in the microchip 20 and its peripheral region.
  • the absorbance of the plasma component can be measured by a method of specifying and calculating the absorbance of the plasma component based on the luminance value at the position of the measurement unit 27. Therefore, the microchip 20 only needs to be irradiated with light from the light source 41 on the measurement unit 27 and its peripheral region. Therefore, alignment on the micrometer order with respect to the light source 41 and the irradiation optical mechanism is not required. Even when the chip 20 is used, the absorbance of the plasma component can be easily measured. Based on the absorbance of the obtained plasma component, the absorbance of bilirubin and further the concentration of bilirubin in blood can be measured.
  • the light source 41 includes light in the first wavelength range (light in a wavelength range including 400 to 500 nm) and light in the second wavelength range (light in a wavelength range including 520 to 620 nm). ) At the same time, even if the plasma component contains hemolyzed hemoglobin, the concentration of bilirubin in the blood can be measured with high reliability.
  • the absorbance measuring device and the absorbance measuring method of the present invention are not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be added.
  • the light source can emit light in the first wavelength region and light in the second wavelength region simultaneously or at different times. It may emit only light in a single wavelength region.
  • the optical mechanism for irradiation constituting the absorbance measuring device is not limited to the configuration shown in FIGS. 1, 6 and 7, and can irradiate the light emitted from the light source to the microchip. If so, various configurations can be used.
  • the irradiation optical mechanism has a configuration in which the collimator lens 13 is disposed between the light source 11 and the multiband pass filter 12. Also good.

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Abstract

本発明は、マイクロチップを用いて容易に検査対象成分の吸光度を測定することのできる吸光度測定装置および吸光度測定方法を提供することを目的とする。　本発明の吸光度測定装置は、液状検体を流通する第１の流路、当該第１の流路に連通し、液状検体から検査対象成分を分離する第２の流路、および、当該第２の流路において液状検体から分離された検査対象成分が流入する測定部を備えたマイクロチップと、所定の波長域の光を放射する光源と、前記光源から放射された光を前記マイクロチップに照射するための光学機構と、前記マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像視野とする撮像素子と、前記撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の前記測定部を特定する機能、および測定部における検査対象成分の吸光度を算出する機能を有する画像処理機構とを備えることを特徴とする。

Description

吸光度測定装置および吸光度測定方法
　本発明は、吸光度測定装置および吸光度測定方法に関する。更に詳しくは、ビリルビン検出用の吸光度測定装置および吸光度測定方法に関する。
　血清（血漿）の色の主体成分であるビリルビンは、主に赤血球内のヘモグロビンの崩壊によって生じるものである。ビリルビンが増加すると人体における皮膚全体が黄色くなり、黄疸となる。一般に、新生児期にみられる黄疸の多く（具体的には、新生児の９割）は、生理的な症状であり、生後３～５日で自然に消失する。しかしながら、黄疸の症状のある新生児のおよそ２割にみられる、生理的黄疸の範囲を超える病的黄疸は、中枢神経障害をもたらす核黄疸に進行し、脳性まひ、難聴、知的障害等の重篤な後遺症に帰結する可能性があり、死亡につながる場合がある。これを未然に防ぐために、ＮＩＣＵ（新生児集中治療室）や産科においては、血液中の総ビリルビン濃度によってスクリーニングを行い、光線治療を行っている。このため、ビリルビンの定量測定が必要になる。ビリルビンの定量測定には、主に比色法が採用されている。
　比色法によるビリルビンの定量測定方法としては、血液（液状検体）に対して遠心分離処理などを施すことによって血漿成分（検査対象成分）を抽出し、その血漿成分の所定の波長域における吸光度を測定し、得られた吸光度に基づいてビリルビン濃度を算出する手法が知られている（例えば、非特許文献１参照。）。
　以下、非特許文献１に記載の比色法によるビリルビンの定量測定方法について具体的に説明する。
　血漿成分には、ビリルビンの他に、溶血ヘモグロビン（損傷した赤血球内部より漏出（溶出）したヘモグロビン）が含まれる場合がある。このような場合には、図８に示すように、血漿成分の吸収曲線は、ビリルビンの吸収曲線と溶血ヘモグロビンの吸収曲線とが重畳したものとなる。図８には、或る血漿成分の吸収曲線が実線で示されていると共に、ビリルビンの吸収曲線が破線で示されており、また溶血ヘモグロビンの吸収曲線が一点鎖線で示されている。そのため、血漿成分に、ビリルビンの吸収ピークの波長４５５ｎｍの光を照射して吸光度を測定することによっては、溶血ヘモグロビンが波長４５５ｎｍの光を吸収するものであることから、ビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｂ2 と溶血ヘモグロビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｈ2 とが重畳した吸光度Ｂ1 が測定されることとなる。すなわち、測定値として、ビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｂ2 を得ることができない。
　一方、血漿成分の吸収曲線において、ビリルビンの吸収がなく、溶血ヘモグロビンのみの吸収がある波長５７５ｎｍにおける吸光度Ｈ1 に着目すると、この血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度（溶血ヘモグロビンの波長５７５ｎｍにおける吸光度）Ｈ1 の値は、溶血ヘモグロビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｈ2 の値とほぼ一致している。
　そこで、ビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｂ2 は、血漿成分の波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｂ1 の値から溶血ヘモグロビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｈ2 の値を差し引くことによって得るところ、血漿成分の波長４５５ｎｍにおける吸光度Ｂ1 の値から血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度Ｈ1 の値を差し引いた値によって近似することが可能となる。
　従って、血漿成分について、波長４５５ｎｍにおける吸光度および波長５７５ｎｍにおける吸光度をそれぞれ測定し、波長４５５ｎｍにおける吸光度の値から波長５７５ｎｍにおける吸光度の値を差し引くことにより、容易にビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度を得ることができる。そして、このようにして得られたビリルビンの吸光度は、ビリルビンの濃度に比例するため、吸光度から濃度を求めることができる。
　このような比色法によるビリルビンの定量測定方法を実施するための吸光度測定装置としては、一般的に、図９に示すような吸光度測定装置が用いられている。
　吸光度測定装置は、血漿成分を封入した、内径１ｍｍ程度のガラス製の毛細管５３を保持するホルダ５４と、当該毛細管５３に白色光を照射するための光源５１と、毛細管５３を透過した、光源５１から放射された光を分光するダイクロイックミラー４３と、このダイクロイックミラー４３によって分光された光を受光する、フォトダイオード５６Ａ，５６Ｂとを備えたものである。ホルダ５４は、内部に毛細管５３を収容する毛細管収容空間が形成された略円筒状のものであり、周壁には、毛細管収容空間に連通する光導入用スリット５４Ａが設けられている。また、ダイクロイックミラー４３は、波長５７５ｎｍを含む波長域の光を透過し、波長４５５ｎｍを含む波長域の光を反射するものである。このダイクロイックミラー４３の透過光がフォトダイオード５６Ａに至るまでの光路上には、波長５７５ｎｍの光を選択的に透過する金属干渉フィルタ４４Ａが設けられている。また、ダイクロイックミラー４３の反射光がフォトダイオード５６Ｂに至るまでの光路上には、波長４５５ｎｍの光を選択的に透過する金属干渉フィルタ４４Ｂが設けられている。そして、２つのフォトダイオード５６Ａ，５６Ｂは、各々、マイクロコンピュータ５５に接続されている。このマイクロコンピュータ５５においては、フォトダイオード５６Ａ，５６Ｂにおいて測定された透過光強度に基づいて血漿成分の吸光度（具体的には、波長４５５ｎｍにおける吸光度および波長５７５ｎｍにおける吸光度）が算出され、更にその血漿成分の吸光度からビリルビンの吸光度が算出され、得られたビリルビンの吸光度に基づいてビリルビンの濃度が算出される。マイクロコンピュータ５５には、算出されたビリルビンの吸光度およびビリルビンの濃度を表示するための測定結果表示手段４８が接続されている。
　この吸光度測定装置によって血液中のビリルビンの吸光度を測定するためには、先ず、血液に対して遠心分離処理などを施すことによって血漿成分（検査対象成分）を抽出し、抽出した血漿成分を毛細管５３に封入してホルダ５４に装着する。次いで、血漿成分が封入された毛細管５３に対して、光源５１からの白色光を、光導入用スリット５４Ａを介して照射する。そして、毛細管５３（血漿成分）を透過した光がダイクロイックミラー４３によって波長４５５ｎｍを含む波長域の光と波長５７５ｎｍを含む波長域の光とに分光され、フォトダイオード５６Ａ，５６Ｂによって、金属干渉フィルタ４４Ａ，４４Ｂを透過した波長４５５ｎｍの光および波長５７５ｎｍの光の透過光強度が測定される。更に、その測定値に基づいて、マイクロコンピュータ５５によってビリルビンの吸光度が算出され、その吸光度に基づいてビリルビンの濃度が算出される。
　一方、血液から血漿成分を抽出する方法としては、マイクロチップを利用する手法、具体的にはマイクロメートルサイズの血球と同程度の大きさの微細な流路、いわゆるマイクロ流路の流路構造によって血球の動きを制限することにより、血液から微量の血漿成分のみを抽出する手法が開示されている（例えば、特許文献１参照。）。
小川善資、「比色分析装置の基礎」、「生物試料分析」、生物試料分析科学会、２０１３年、第３６巻、第３号、ｐ．Ｐ２７３－２８０ 特開２００９－１０９２３２号公報
　血液中のビリルビンの吸光度の測定に際しては、図９に示したような吸光度測定装置において、毛細管５３に代えて、光透過性材料（具体的には、例えば光透過性樹脂）よりなるマイクロチップを用いることにより、血液から血漿成分を抽出するために遠心分離機による遠心分離処理を行う必要がなくなる。そのため、遠心分離機を利用しないことによる測定時間の短縮化および装置コストの低減化を図ることができる。
　しかしながら、図９に示したような吸光度測定装置において、毛細管５３に代えてマイクロチップを用いる場合には、光源からの白色光を、マイクロメートルサイズのマイクロ流路における特定の一部分、具体的には血液から抽出された血漿成分が流入する部分のみに照射することが困難である。具体的に説明すると、マイクロチップにおける光照射領域が極めて小さな領域とされることから、マイクロチップには、光源に対するマイクロメーターオーダーの極めて高い位置合わせ精度が必要とされる。しかしながら、マイクロチップの寸法公差、およびマイクロチップが測定毎にホルダから抜き差しされるものであることに起因して、ホルダに対するマイクロチップの配置位置の誤差が測定毎に生じることとなる。そして、そのマイクロチップの位置合わせ誤差はマイクロメーターオーダーに小さくすることができない。そのため、マイクロチップをマイクロメートルオーダーで位置合わせした所望の状態で配置することができず、その結果、光源からの白色光を、マイクロチップにおける特定の部分のみに照射することが困難となり、吸光度を測定することができない。
　本発明は、以上のような事情に基づいてなされたものであって、その目的は、マイクロチップを用いて容易に検査対象成分の吸光度を測定することのできる吸光度測定装置および吸光度測定方法を提供することにある。
　本発明の吸光度測定装置は、液状検体を流通する第１の流路、当該第１の流路に連通し、液状検体から検査対象成分を分離する第２の流路、および、当該第２の流路において液状検体から分離された検査対象成分が流入する測定部を備えたマイクロチップと、
　所定の波長域の光を放射する光源と、
　前記光源から放射された光を前記マイクロチップに照射するための光学機構と、
　前記マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像視野とする撮像素子と、
　前記撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の前記測定部を特定する機能、および測定部における検査対象成分の吸光度を算出する機能を有する画像処理機構と
を備えることを特徴とする。
　本発明の吸光度測定装置においては、前記光源が、第１の波長域の光と第２の波長域の光とを、同時にまたは異時に放射することが好ましい。
　このような構成の本発明の吸光度測定装置においては、前記第１の波長域の光が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含み、前記第２の波長域の光が波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むことが好ましい。
　本発明の吸光度測定方法は、液状検体を流通する第１の流路、当該第１の流路に連通し、当該液状検体から検査対象成分を分離する第２の流路、および、当該第２の流路において液状検体から分離された検査対象成分が流通する測定部を備えたマイクロチップに対して、所定の波長域の光を照射し、当該マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像素子によって撮像し、当該撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の前記測定部を特定し、測定部における検査対象成分の吸光度を算出することを特徴とする。
　本発明の吸光度測定方法においては、前記測定部における検査対象成分の第１の波長域の光の吸光度と、当該測定部における当該検査対象成分の第２の波長域の光の吸光度とに基づいて、当該検査対象成分を構成する特定の物質の吸光度を算出することが好ましい。
　このような構成の本発明の吸光度測定方法においては、前記第１の波長域の光が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含み、前記第２の波長域の光が波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むことが好ましい。
　本発明の吸光度測定装置においては、マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像視野とする撮像素子と、当該撮像素子によって得られた画像に係る画像データを画像処理する画像処理機構とが備えられている。そして、画像処理機構が、画像データを画像処理することにより、画像中の測定部を特定する機能、および測定部における検査対象成分の吸光度を算出する機能を有している。そのため、マイクロチップにおける測定部およびその周辺領域を撮像した画像に係る画像データから当該画像中の測定部の位置（画素位置）を検出し、その測定部の位置における輝度値に基づいて検査対象成分の吸光度を算出することができる。
　従って、本発明の吸光度測定装置によれば、マイクロチップにおいて、光源および光学機構に対するマイクロメートルオーダーの位置合わせが必要とされないことから、マイクロチップを用いて容易に検査対象成分の吸光度を測定することができる。
　本発明の吸光度測定方法においては、マイクロチップにおける測定部を含む領域の画像に係る画像データを画像処理することによって、当該画像中の測定部を特定し、測定部における検査対象成分の吸光度を算出することができる。
　従って、本発明の吸光度測定方法によれば、マイクロチップにおいて、光源および光学機構に対するマイクロメートルオーダーの位置合わせが必要とされないことから、マイクロチップを用いて容易に検査対象成分の吸光度を測定することができる。
本発明の吸光度測定装置の構成の一例を示す説明図である。 図１の吸光度測定装置におけるマイクロチップの要部を示す説明図である。 図２のＡ－Ａ’線断面図である。 図２のＢ－Ｂ’線断面図である。 本発明の吸光度測定方法を示すフローチャート図である。 本発明の吸光度測定装置の構成の他の例を示す説明図である。 本発明の吸光度測定装置の構成の更に他の例を示す説明図である。 血漿成分の吸収曲線を、ビリルビンの吸収曲線および溶血ヘモグロビンの吸収曲線と共に示すグラフである。 従来の吸光度測定装置の構成の一例を示す説明図である。
　以下、本発明について詳細に説明する。
　図１は、本発明の吸光度測定装置の構成の一例を示す説明図である。また、図２は、図１の吸光度測定装置におけるマイクロチップの要部を示す説明図であり、具体的には、第１の流路、第２の流路および測定部が形成された部分を拡大して示す説明用部分拡大図である。図３は、図２のＡ－Ａ’線断面図であり、図４は、Ｂ－Ｂ’線断面図である。
　この吸光度測定装置１０は、血液を液状検体として、その血液における血漿成分を検査対象成分とし、比色法を利用して測定される血漿成分の吸光度に基づいて、血漿成分を構成するビリルビン（特定物質）の吸光度を算出し、そのビリルビンの濃度、具体的には、血液中のビリルビン濃度を測定するためのものである。すなわち、吸光度測定装置１０は、ビリルビン検出用の吸光度測定装置である。
　吸光度測定装置１０は、光透過性材料よりなるマイクロチップ２０を、着脱自在に鉛直に保持するチップホルダ（図示省略）と、マイクロチップ２０の一面（図１における左面）に対向するように配置された光源１１とを備えている。光源１１とマイクロチップ２０との間には、当該光源１１の近傍位置にマルチバンドパスフィルタ１２が配設されており、このマルチバンドパスフィルタ１２とマイクロチップ２０との間には、コリメータレンズ１３が配設されている。マルチバンドパスフィルタ１２は、所定の波長域の光（具体的には、波長４５５ｎｍを含む波長域の光および波長５７５ｎｍを含む波長域の光）を選択的に透過すると共に、透過光のスペクトル幅を調整（具体的には、狭帯域化）し、スペクトル半値幅を１０～１５ｎｍとするものである。また、コリメータレンズ１３は、入射された光を平行光として出射するものである。このマルチバンドパスフィルタ１２とコリメータレンズ１３とは、照射用光学機構を構成しており、光源１１から放射された光を、マイクロチップ２０における特定の領域（以下、「光照射領域」ともいう。）に照射する。
　また、吸光度測定装置１０には、撮像素子を具備した撮像手段１６が、マイクロチップ２０の他面（図１における右面）に対向するように配設されている。マイクロチップ２０と撮像手段１６との間には、アクロマートレンズ１４が配設されている。アクロマートレンズ１４は、光源１１から放射された光よりなる光像を拡大（具体的には、例えば倍率５倍で拡大）して撮像手段１６の撮像素子に投影するものである。撮像手段１６には、制御手段１７が電気的に接続されており、この制御手段１７により、撮像手段１６の撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機構が構成されている。制御手段１７には、光源１１の光源電源１９が電気的に接続されている。
　図１の例において、制御手段１７は、撮像手段１６の撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機能と共に、光源１１の点灯制御を行う光源制御機能および測定結果を表示する測定結果表示機能を有するものである。
　マイクロチップ２０は、矩形平板状のものである。このマイクロチップ２０の内部には、血液（液状検体）を流通する第１の流路２３と、血液における血漿成分（検査対象成分）が流入する測定部２７と、一端部（図２および図４における左端部）において第１の流路２３に連通し、他端部（図２および図４における右端部）において測定部２７に連通する第２の流路２５とが形成されている。この第１の流路２３、第２の流路２５および測定部２７においては、血液および血漿成分の流動性の観点から、第１の流路２３、第２の流路２５および測定部２７を区画する内周壁に疎水化処理が施されている。
　第１の流路２３は、血液を流通させることのできる流路寸法（具体的には、流路幅Ｗ１が４００μｍ、流路深さＤ１が１００μｍ）を有するものであり、マイクロチップ２０の一方の側面の上方側（図１における上方）に設けられた検体導入用開口（図示省略）を介して外部と連通している。
　第２の流路２５は、血液中の血漿成分のみを流通させることができる流路寸法、すなわち血漿成分以外の成分（具体的には、血球成分）が流入せず、血漿成分のみを流入させることのできる流路寸法（具体的には、流路幅が５０μｍ、流路深さＤ２が２μｍ、流路長さが２７０μｍ）を有するものである。このような構造により、第２の流路２５は、血液から血漿成分を分離する分離流路として機能するものとされている。
　測定部２７は、第２の流路２５において血液から分離された血漿成分が流入し、その血漿成分を貯留することのできるものであり、その寸法の具体的な一例は、幅Ｗ２が３５０μｍ、深さＤ３が１００μｍである。
　図２の例において、マイクロチップ２０には、複数（具体的には８つ）の第２の流路２５が形成されており、これらの複数の第２の流路２５は第１の流路２５に沿って一定の間隔（例えば、等間隔）で並列配置されている。
　このマイクロチップ２０は、光透過性材料よりなる２枚の基板２１Ａ，２１Ｂが接着剤層（図示省略）を介して貼り合わせられてなるものであり、２枚の基板２１Ａ，２１Ｂの貼り合わせ面に形成された溝および凹所が、当該２枚の基板２１Ａ，２１Ｂが貼り合わされることによって密閉されることにより、第１の流路２３、第２の流路２５および測定部２７が形成されたものである。
　具体的に説明すると、一方の基板２１Ａの貼り合わせ面（図３および図４における上面）には、第１の流路用溝２３Ａと測定部用凹所２７Ａとが、互いに離間して形成されている。また、他方の基板２１Ｂの貼り合わせ面（図３および図４における下面）には、第２の流路用溝２５Ａが、当該他方の基板２１Ｂが一方の基板２１Ａと貼り合わせられた状態において、一端部が第１の流路用凹所２３Ａ上に位置し、他端部が測定部用凹所２７Ａ上に位置するように形成されている。そして、これらの２枚の基板２１Ａ，２１Ｂが接着剤層を介して貼り合わせられることにより、一方の基板２１Ａにおける第１の流路用溝２３Ａおよび測定部用凹所２７Ａが他方の基板２１Ｂによって密閉され、また他方の基板２１Ｂにおける第２の流路用溝２５Ａが一方の基板２１Ａによって密閉される。以って、内部に第１の流路２３、第２の流路２５および測定部２７が形成されたマイクロチップ２０が得られる。
　図２～図４の例において、マイクロチップ２０を構成する２枚の基板２１Ａ，２１Ｂは、例えば縦横寸法が２５ｍｍ×４５ｍｍ、厚みが１ｍｍのものである。
　マイクロチップ２０（基板２１Ａ，２１Ｂ）を構成する光透過性材料としては、ポリプロピレン系樹脂と、ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック（以下、単に「ポリマーブロックＸ」という。）および共役ジエンによるエラストマー性のポリマーブロック（以下、単に「ポリマーブロックＹ」という。）よりなるブロックコポリマー（以下、「特定のブロックコポリマー」という。）の水素添加誘導体（以下、「特定の水素添加誘導体」という。）とを含有してなる樹脂組成物（以下、「特定の樹脂組成物」という。）を用いることが好ましい。
　ポリプロピレン系樹脂としては、プロピレンのホモポリマーや、プロピレンと、エチレン、またはブテン－１、ヘキセン－１などのプロピレン以外のα―オレフィンとのランダムコポリマーを用いることができる。
　特定のブロックコポリマーにおいて、ポリマーブロックＸとしては、ポリプロピレン系樹脂に相溶しないものであれば特に限定されず、例えばビニル芳香族モノマー（例えばスチレン）、エチレンまたはメタクリレート（例えばメチルメタクリレート）等を重合して得られるポリマーブロックを用いることができる。具体的なポリマーブロックＸの例としては、ポリスチレン系のものや、ポリオレフィン系のものが挙げられる。
　ポリスチレン系のポリマーブロックＸの例としては、スチレン、α－メチルスチレン、ο－メチルスチレン、ｍ－メチルスチレン、ｐ－メチルスチレン、２，４－ジメチルスチレン、ビニルナフタレン、ビニルアントラセンから選択された１種または２種以上のビニル芳香族化合物を重合して得られるポリマーブロックが挙げられる。
　ポリオレフィン系のポリマーブロックＸの具体例としては、エチレン－プロピレン共重合体ブロック、エチレン－１－ブテン共重合体ブロック、エチレン－１－オクテン共重合体ブロック、エチレン－プロピレン－１，４－ヘキサジエン共重合体ブロック、エチレン－プロピレン－５－エチリデン－２－ノルボルネン共重合体ブロックなどが挙げられる。
　ポリマーブロックＹとしては、２－ブテン－１，４－ジイル基およびビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基よりなる構造単位によって構成されるポリブタジエンブロック、２－メチル－２－ブテン－１，４－ジイル基、イソプロペニルエチレン基および１－メチル－１－ビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基よりなる構造単位によって構成されるポリイソプレンブロック、２－メチル－２－ブテン－１，４－ジイル基、イソプロペニルエチレン基および１－メチル－１－ビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基よりなる構造単位、並びに２－ブテン－１，４－ジイル基およびビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基よりなる構造単位によって構成されるイソプレン／ブタジエン共重合体ブロックなどが挙げられる。イソプレン／ブタジエン共重合体ブロックにおけるイソプレンに由来の構造単位とブタジエンに由来の構造単位との配置は、ランダム状、ブロック状、テーパブロック状のいずれの形態であってもよい。
　特定の水素添加誘導体は、上記の特定のブロックコポリマーを水素添加することによって得られる。特定の水素添加誘導体における水素添加の状態は、部分水素添加であっても、また完全水素添加であってもよい。
　マイクロチップ２０において、接着剤層を構成する接着剤としては、アクリル酸エステル系共重合体樹脂、エチレン－酢酸ビニル共重合体樹脂、エチレン－酢酸ビニル共重合体／アクリル酸エステル共重合体複合樹脂、スチレン－ブタジエン共重合体樹脂、アクリロニトリル－ブタジエン共重合体樹脂、塩化ビニル系樹脂および塩化ビニリデン系樹脂から選択された少なくとも１種の樹脂を含むものを用いることが好ましい。
　また、接着剤層には、必要に応じて、微粒子充填剤、ポリビニルアルコールなどの添加剤が含有されていてもよい。
　光源１１としては、所定の波長域の光、具体的には検査対象成分（特定物質）に応じた適宜の光を放射するものが用いられる。
　また、光源１１は、測定信頼性の観点から、異なる波長域の光、具体的には第１の波長域の光と第２の波長域の光とを同時にまたは異時に放射することのできるものであることが好ましい。具体的には、検査対象成分が血漿成分であって特定物質がビリルビンであることから、第１の波長域の光が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含み、第２の波長域の光が波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むことが好ましい。
　光源１１が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含む第１の波長域の光と波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含む第２の波長域の光とを同時または異時に放射することのできるものであることにより、血漿成分がビリルビン以外の物質（具体的には、溶血ヘモグロビン（損傷した赤血球内部より漏出（溶出）したヘモグロビン））を含有するものであっても、血液中のビリルビン濃度を高い信頼性で測定することができる。具体的には、高い信頼性をもってビリルビンの吸光度（ビリルビンの波長４５４ｎｍにおける吸光度）を測定することができることから、測定されたビリルビンの吸光度に基づいて算出される血液中のビリルビン濃度の値が高い信頼性を有するものとなる。
　光源１１の具体例としては、ＬＥＤ素子などが挙げられる。
　図１の例において、光源１１としては、ピーク発光波長４５０ｎｍのＬＥＤチップ（以下、「第１のＬＥＤチップ」ともいう。）とピーク発光波長５７０ｎｍのＬＥＤチップ（以下、「第２のＬＥＤチップ」ともいう。）とを備えたＬＥＤ素子（２波長ＬＥＤ素子）が用いられている。そして、この光源１１は、第１のＬＥＤチップからの第１の波長域の光と、第２のＬＥＤチップからの第２の波長域の光とを異時に放射することができ、波長４５５ｎｍの光の強度（マイクロチップ入射前の光強度）が０．２ｍＷ／ｃｍ2 であって、波長５７５ｎｍの光の強度（マイクロチップ入射前の光強度）が０．０８ｍＷ／ｃｍ2 であるものである。
　撮像手段１６の撮像素子としては、マイクロチップ２０における測定部２７を含む領域を撮像視野とするものが用いられる。具体的に、撮像手段１６の撮像素子の撮像視野は、マイクロチップ２０の撮像素子と対向する他面における、測定部２７が位置する領域およびその周辺領域である。
　この撮像素子の撮像視野に係る周辺領域には、第１の流路２３が位置する領域の少なくとも一部が含まれていることが好ましい。
　撮像素子の撮像視野にマイクロチップ２０における第１の流路２３が含まれていることにより、制御手段１７による画像処理によって、マイクロチップ２０（第１の流路２３）における血液の導入の有無を検知することができる。
　図２の例においては、測定部２７と共に第１の流路２３の一部および複数の第２の流路２５を含む、一点鎖線によって囲まれた領域が撮像素子の撮像視野とされている。また、この撮像素子の撮像視野を構成する領域には、その全域に、光源１１から放射され、光照射領域から入射された光がマイクロチップ２０内を進行して照射される。すなわち、マイクロチップ２０の一面においては、当該マイクロチップ２０の他面における撮像素子の撮像視野とされる領域と対向する領域が光照射領域とされている。
　撮像手段１６の撮像素子の具体例としては、ＣＭＯＳ撮像素子などが挙げられる。
　図１の例において、撮像手段１６としては、ＣＭＯＳ撮像素子を具備したＣＭＯＳカメラが用いられている。このＣＭＯＳカメラのＣＭＯＳ撮像素子の撮像視野、すなわちＣＭＯＳカメラにおいて得られる画像サイズは、６４０×４８０ピクセル（マイクロチップ２０における縦横寸法１０９０×８２０μｍの領域に相当）である。
　制御手段１７は、画像処理機能、具体的には、撮像手段１６の撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することによって、画像中の測定部２７を特定する測定部特定機能、および測定部２７における血漿成分の吸光度を算出する吸光度算出機能を有するものである。すなわち、制御手段１７においては、先ず、測定部特定機能によって画像中の測定部２７の位置（画素位置）を検出して当該画像中の測定部２７を特定し、その測定部２７の位置情報を記録する。そして、吸光度算出機能により、記録された測定部２７の位置情報に基づいて、画像中における測定部２７の位置（画素位置）の輝度を測定して血漿成分の吸光度を算出する。
　この制御手段１７において、測定部２７の特定は、撮像手段１６の撮像素子によって撮像された画像における測定部２７の陰影に基づいて行われる。具体的に説明すると、制御手段１７によれば、撮像手段１６の撮像素子によって撮像された画像において、測定部２７を、その陰影に基づいて認識することができる。また、撮像素子の撮像視野に流路（具体的には、第１の流路２３および第２の流路２５）が含まれる場合には、測定部２７と共に、撮像視野に含まれている流路を、陰影に基づいて認識することができる。そのため、画像中において、測定部２７の陰影、あるいは測定部２７の陰影および撮像視野に含まれている流路の陰影に基づいて、測定部２７を検出して特定し、当該画像中の測定部２７の位置（画素位置）を把握することができる。
　また、吸光度の算出は、画像中の測定部２７の位置（画素位置）において測定される輝度に基づいて行われる。具体的には、制御手段１７においては、測定部２７が空である場合に得られた画像中の測定部２７の位置（画素位置）における一部分（以下、「吸光度測定部分」ともいう。）にて測定される輝度（輝度値）の平均値と、測定部２７が血漿成分で満たされている場合に得られた当該吸光度測定部分にて測定される輝度（輝度値）の平均値とが算出される。そして、これらの平均値から、入射光（測定部２７における入射光）と透過光（測定部２７の透過光）との強度比、すなわち吸光度が算出される。
　図１の例において、制御手段１７は、撮像手段１６によって得られた画像サイズ６４０×４８０ピクセルの画像から特定された測定部２７の位置（画像位置）における、７１×７１ピクセル（マイクロチップ２０における縦横寸法１００μｍ×１００μｍの範囲に相当）の部分を、吸光度測定部分とするものである。
　また、制御手段１７は、撮像手段１６の撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、チップホルダにおけるマイクロチップ２０の装着の有無、マイクロチップ２０（第１の流路２３）における血液の導入の有無およびマイクロチップ２０の測定部２７における気泡の混入の有無の少なくとも１つを検知することができるものであることが好ましい。
　また、制御手段１７は、測定（算出）された吸光度（血漿成分の吸光度）に基づいて血液中のビリルビン濃度を算出することのできるものであることが好ましい。
　制御手段１７が、チップホルダにおけるマイクロチップ２０の装着の有無、およびマイクロチップ２０における血液の導入の有無を検知することができるものであることによれば、マイクロチップ２０がチップホルダに装着されてから一定時間経過しても血液が導入されない場合において、当該制御手段１７からエラー信号を発信させることができる。
　また、制御手段１７が、マイクロチップ２０の測定部２７における気泡の混入の有無を検知することができるものであることによれば、高い測定信頼性を得ることができる。具体的に説明すると、測定部２７において、血漿成分が、気泡が混入した状態で導入された場合において、制御手段１７からエラー信号を発信させることができる。
　図１の例において、制御手段１７は、チップホルダにおけるマイクロチップ２０の装着の有無、マイクロチップ２０（第１の流路２３）における血液の導入の有無、および測定部２７における気泡の混入の有無を検知することができ、また測定された吸光度（血漿成分の吸光度）に基づいて血液中のビリルビン濃度を算出することのできるものである。
　制御手段１７において、ビリルビン濃度の算出は、測定された吸光度（血漿成分の吸光度）に基づいて行われる。具体的には、血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度と溶血ヘモグロビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度とがほぼ一致していることに基づいて、血漿成分の波長４５５ｎｍにおける吸光度から、血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度を差し引くことにより、ビリルビンの吸光度（ビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度）を得る。そして、ビリルビンの吸光度とビリルビンの濃度とが比例関係にあることを利用して、予め取得した検量線に、得られたビリルビンの吸光度を対照することにより、ビリルビンの濃度を算出する。
　また、マイクロチップ２０（第１の流路２３）における血液の導入の有無の検知は、画像中の第１の流路２３の位置（画素位置）において測定される輝度に基づいて行われる。具体的に説明すると、血球成分（血球）が波長４５５ｎｍの光および波長５７５ｎｍの光を吸収するものであることから、第１の流路２３に血液が流通した状態となると、画像中の第１の流路２３の位置（画素位置）の輝度が大きく低下する。そのため、マイクロチップ２０がチップホルダに装着されてから一定時間間隔で画像データを取得し、第１の流路２３の位置（画素位置）の輝度を継続的に測定することにより、測定された輝度が低下したときに血液が導入されたと判断することができる。
　また、マイクロチップ２０の測定部２７における気泡の混入の有無の検知は、画像中の測定部２７の位置（画素位置）における輝度の低下程度に基づいて行われる。具体的に説明すると、測定部２７に気泡が混入した場合には、気泡の輪郭部分において光が屈折されるため、撮像素子によって撮像される画像においては、気泡の輪郭部分の輝度が低くなり、よって低輝度の影のようにして気泡の形状が現れる。すなわち、輝度が局所的に低下する。一方、測定部２７に血漿成分が気泡の混入なく流入した場合には、輝度が全体的に低下する。そのため、局所的な輝度の低下が生じたときに気泡が混入されたと判断することができる。
　制御手段１７の具体例としては、マイクロコンピュータおよびパーソナルコンピュータなどが挙げられる。
　このような構成の吸光度測定装置１０は、本発明の吸光度測定方法が実施されるものである。
　本発明の吸光度測定方法は、マイクロチップ２０に対して、所定の波長域の光を照射し、当該マイクロチップ２０における測定部２７を含む領域を撮像素子によって撮像し、当該撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の測定部２７を特定し、測定部２７における検査対象成分の吸光度を算出することを特徴とするものである。
　この本発明の吸光度測定方法においては、液状検体が血液であって検査対象成分が血漿成分であり、測定される血漿成分の吸光度に基づいて特定物質であるビリルビンの吸光度を算出する場合には、測定定信頼性の観点から、ビリルビンの吸光度が、血漿成分の第１の波長域および第２の波長域における吸光度に基づいて算出されることが好ましい。ここに、検査対象成分が血漿成分であって特定物質がビリルビンである場合には、第１の波長域の光は波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含むものとされ、第２の波長域の光は波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むものとされる。
　具体的には、吸光度測定装置１０は、図５に示すフローチャートに従って動作することにより、本発明の吸光度測定方法によって血漿成分（検査対象成分）の吸光度を測定する。そして、血漿成分の吸光度に基づいて血漿成分を構成するビリルビン（特定物質）の吸光度を算出し、その算出された吸光度に基づいて血液中のビリルビン濃度を算出する。
　この吸光度測定装置１０においては、撮像手段１６の撮像素子を構成するＣＭＯＳ撮像素子によってはカラー画像が撮像される。そして、カラー画像には３原色分の輝度値（青色の輝度値、緑色の輝度値および赤色の輝度値）が含まれており、そのうちの青色の輝度値を波長４５５ｎｍにおける吸光度測定に用い、緑色の輝度値を波長５７５ｎｍにおける吸光度測定に用いる。しかしながら、ＣＭＯＳ撮像素子の青色の感度範囲には、第２のＬＥＤチップ（ピーク発光波長５７０ｎｍのＬＥＤチップ）の発光波長域が重なり、ＣＭＯＳ撮像素子の緑色の感度範囲には、第１のＬＥＤチップ（ピーク発光波長４５０ｎｍのＬＥＤチップ）の発光波長域が重なる。そのため、波長４５５ｎｍにおける吸光度測定時には第２のＬＥＤチップを消灯し、波長５７５ｎｍにおける吸光度測定時には第１のＬＥＤチップを消灯しておく必要がある。
　以下、吸光度測定装置１０の動作について、図５を用いて詳細に説明する。
　吸光度測定装置１０は、操作スイッチ（図示省略）を介して操作者によって測定開始の指示が示されることにより、制御手段１７によって光源１１における一方のＬＥＤチップ（具体的には、第１のＬＥＤチップ）が点灯されて、光源１１から第１の波長域の光が放射される（ステップ（１））。そして、光源１１から放射された第１の波長域の光よりなる光像が、撮像手段１６の撮像素子に投影される。また、制御手段１７においては、撮像手段１６の撮像素子において撮像された画像に係る画像データの画像処理が、一定時間間隔で行われる。
　そして、操作者によってマイクロチップ２０がチップホルダに装着されると、制御手段１７における画像処理により、マイクロチップ２０がチップホルダに装着されたことが検知され（ステップ（２））、更に、画像中の測定部２７が特定され（ステップ（３））、その測定部２７における輝度が測定される（ステップ（４））。ステップ（３）においては、特定された画像中の測定部２７の位置情報が、制御手段１７に記録される。また、ステップ（４）において得られる輝度の測定値（輝度値）は、血漿成分流入前の測定部２７における青色の輝度値（以下、「初期輝度値」ともいう。）Ｂ１である。その後、制御手段１７により、光源１１における一方のＬＥＤチップ（第１のＬＥＤチップ）が消灯される（ステップ（５））。
　次いで、制御手段１７によって光源１１における他方のＬＥＤチップ（具体的には、第２のＬＥＤチップ）が点灯されて、光源１１から第２の波長域の光が放射され（ステップ（６））、制御手段１７における画像処理により、記録されている測定部２７の位置情報に基づいて、測定部２７における輝度が測定される（ステップ（７））。このステップ（７）において得られる輝度の測定値（輝度値）は、血漿成分流入前の測定部２７における緑色の輝度値（以下、「初期輝度値」ともいう。）Ｇ１である。
　そして、操作者により、検体導入用開口を介してマイクロチップ２０（第１の流路２３）に血液が導入されると（ステップ（８））、制御手段１７における画像処理により、血液が導入されたことが検知される（ステップ（９））。ここに、マイクロチップ２０がチップホルダに装着されてから一定時間経過後に、血液が導入されたことが検知されない場合には、制御手段１７によってエラー信号が発信される。その後、制御手段１７により、光源１１における他方のＬＥＤチップ（第２のＬＥＤチップ）が消灯され（ステップ（１０））、一定時間、待機状態とされる（ステップ（１１））。このステップ（１１）において、一定時間は、血漿成分が抽出、すなわち測定部２７に血漿成分が流入するまでに要する時間に基づいて定められる。
　そして、一定時間経過後に、制御手段１７によって光源１１における一方のＬＥＤチップ（第１のＬＥＤチップ）が点灯されて、光源１１から第１の波長域の光が放射され（ステップ（１２））、制御手段１７における画像処理により、記録されている測定部２７の位置情報に基づいて、測定部２７における輝度が測定される（ステップ（１３））。このステップ（１３）において得られる輝度の測定値（輝度値）は、血漿成分流入後の測定部２７における青色の輝度値（以下、「流入後輝度値」ともいう。）Ｂ２である。ここに、ステップ（１３）においては、測定部２７において、血漿成分の導入の際に気泡が混入したことが検知された場合には、制御手段１７によってエラー信号が発信される。その後、制御手段１７により、光源１１における一方のＬＥＤチップ（第１のＬＥＤチップ）が消灯される（ステップ（１４））。
　更に、制御手段１７によって光源１１における他方のＬＥＤチップ（第２のＬＥＤチップ）が点灯されて、光源１１から第２の波長域の光が放射され（ステップ（１５））、制御手段１７における画像処理により、記録されている測定部２７の位置情報に基づいて、測定部２７における輝度が測定される（ステップ（１６））。このステップ（１６）において得られる輝度の測定値（輝度値）は、検査対象成分流入後の測定部２７における緑色の輝度値（以下、「流入後輝度値」ともいう。）Ｇ２である。その後、制御手段１７により、光源１１における他方のＬＥＤチップ（第２のＬＥＤチップ）が消灯される（ステップ（１７））。
　そして、制御手段１７において、先ず、初期輝度値Ｂ１と流入後輝度値Ｂ２とに基づいて、下記の数式（１）により、血漿成分の波長４５５ｎｍにおける吸光度Ａｂが算出され（ステップ（１８））、また初期輝度値Ｇ１と流入後輝度値Ｇ２とに基づいて、下記の数式（２）により、血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度Ａｇが算出される（ステップ（１９））。次いで、ステップ（１８）において得られた血漿成分の波長４５５ｎｍにおける吸光度Ａｂと、ステップ（１９）において得られた血漿成分の波長５７５ｎｍにおける吸光度Ａｇとに基づいて、下記の数式（３）により、ビリルビンの吸光度（ビリルビンの波長４５５ｎｍにおける吸光度）が算出される（ステップ（２０））。このようにして得られたビリルビンの吸光度に基づいて、予め取得しておいたビリルビンの吸光度とビリルビン濃度との検量線に、得られたビリルビンの吸光度を対照することにより、ビリルビンの濃度が算出され（ステップ（２１））、得られたビリルビンの吸光度およびビリルビン濃度が制御手段１７において表示されて測定が終了される。
数式（１）：
Ａｂ＝－Ｌｏｇ（Ｂ２／Ｂ１）
数式（２）：
Ａｇ＝－Ｌｏｇ（Ｇ２／Ｇ１）
数式（３）
ビリルビンの吸光度＝Ａｂ－Ａｇ
　而して、吸光度測定装置１０においては、本発明の吸光度測定方法、具体的にはマイクロチップ２０における測定部２７およびその周辺領域を撮像した画像に係る画像データから当該画像中の測定部２７を特定し、その測定部２７の位置における輝度値に基づいて血漿成分の吸光度を算出する手法により、血漿成分の吸光度を測定することができる。そのため、マイクロチップ２０には、測定部２７およびその周辺領域に光源１１からの光を照射すればよく、よって光源１１および照射用光学機構に対するマイクロメートルオーダーの位置合わせが必要とされないことから、マイクロチップ２０を用いていても容易に血漿成分の吸光度を測定することができる。そして、得られた血漿成分の吸光度に基づいて、ビリルビンの吸光度、更には血液中のビリルビン濃度を測定することができる。
　また、吸光度測定装置１０においては、光源１１が第１の波長域の光（波長４５０ｎｍを含む波長域の光）と第２の波長域の光（波長５７０ｎｍを含む波長域の光）とを異時に放射できるものであることから、血漿成分が溶血ヘモグロビンを含有するものであっても、血液中のビリルビン濃度を高い信頼性で測定することができる。また、撮像素子の選択の自由度が大きくなる。具体的に説明すると、撮像素子の青色の感度範囲に第２のＬＥＤチップの発光波長域が重なり、撮像素子の緑色の感度範囲に第１のＬＥＤチップの発光波長域が重なっているような場合においても、波長４５５ｎｍにおける吸光度測定時には第２のＬＥＤチップを消灯し、波長５７５ｎｍにおける吸光度測定時には第１のＬＥＤチップを消灯することにより、高い信頼性で測定を実施することができる。すなわち、撮像素子の感度範囲が、光源１１から放射される光の波長域との関係において、大きく制限されることを抑制できる。
　図６は、本発明の吸光度測定装置の構成の他の例を示す説明図である。
　この吸光度測定装置３０は、図１に係る吸光度測定装置１０と同様に、ビリルビン検出用の吸光度測定装置である。すなわち、吸光度測定装置３０は、血液を液状検体として、その血液における血漿成分を検査対象成分とし、比色法を利用して測定される血漿成分の吸光度に基づいて、血漿成分を構成するビリルビン（特定物質）の吸光度を算出し、そのビリルビンの濃度、具体的には、血液中のビリルビン濃度を測定するためのものである。
　また、吸光度測定装置３０は、光源が別個に設けられた２つのＬＥＤ素子３１Ａ，３１Ｂによって構成されており、これらの２つのＬＥＤ素子３１Ａ，３１Ｂから放射された光を合成するためのダイクロイックミラー３３が設けられていること、および、各ＬＥＤ素子３１Ａ，３１Ｂから放射された光がダイクロイックミラー３３に至るまでの光路上に、バンドパスフィルタ３２Ａ，３２Ｂおよびコリメータレンズ１３，１３が設けられていること以外は、図１に係る吸光度測定装置１０と基本的に同様の構成を有するものである。
　この吸光度測定装置３０を構成するコリメータレンズ１３，１３、マイクロチップ２０、チップホルダ（図示省略）、アクロマートレンズ１４、撮像手段１６および制御手段１７は、図１に係る吸光度測定装置１０を構成するコリメータレンズ１３、マイクロチップ２０、チップホルダ、アクロマートレンズ１４、撮像手段１６および制御手段１７と同様のものである。
　吸光度測定装置３０は、マイクロチップ２０を着脱自在に鉛直に保持するチップホルダと、マイクロチップ２０の一面（図６における左面）に対向するように配置された第１のＬＥＤ素子３１Ａと、第１のＬＥＤ素子３１Ａとマイクロチップ２０との間において、一面が第１のＬＥＤ素子３１Ａと対向するように配置されたダイクロイックミラー３３と、ダイクロイックミラー３３の他面に対向するように配置された第２のＬＥＤ素子３１Ｂとを備えている。第１のＬＥＤ素子３１Ａとしては、ピーク発光波長４５０ｎｍのＬＥＤチップを備えたＬＥＤ素子（単波長ＬＥＤ素子）が用いられている。第２のＬＥＤ素子３１Ｂとしては、ピーク発光波長５７０ｎｍのＬＥＤチップを備えたＬＥＤ素子（単波長ＬＥＤ素子）が用いられている。ダイクロイックミラー３３は、第１のＬＥＤ素子３１Ａから放射された光を透過し、第２のＬＥＤ素子３１Ｂから放射された光を反射するものであり、第１のＬＥＤ素子３１Ａの光軸に対して例えば４５°傾斜した姿勢とされている。
　第１のＬＥＤ素子３１Ａとダイクロイックミラー３３との間には、当該第１のＬＥＤ素子３１Ａの近傍位置に第１のバンドパスフィルタ３２Ａが配設されており、この第１のバンドパスフィルタ３２Ａとダイクロイックミラー３３との間には、コリメータレンズ１３が配設されている。第１のバンドパスフィルタ３２Ａは、波長４５５ｎｍの光を選択的に透過すると共に、透過光のスペクトル幅を調整（具体的には、狭帯域化）し、スペクトル半値幅を１０～１５ｎｍとするものである。また、第２のＬＥＤ素子３１Ｂとダイクロイックミラー３３との間には、当該第２のＬＥＤ素子３１Ｂの近傍位置に第２のバンドパスフィルタ３２Ｂが配設されており、この第２バンドパスフィルタ３２Ｂとダイクロイックミラー３３との間には、コリメータレンズ１３が配設されている。第２のバンドパスフィルタ３２Ｂは、波長５７５ｎｍの光を選択的に透過すると共に、透過光のスペクトル幅を調整（具体的には、狭帯域化）し、スペクトル半値幅を１０～１５ｎｍとするものである。このように、マイクロチップ２０と光源（第１のＬＥＤ素子３１Ａおよび第２のＬＥＤ素子３１Ｂ）との間に配設された、バンドパスフィルタ３２Ａ，３２Ｂとコリメータレンズ１３，１３とダイクロイックミラー３３とは、照射用光学機構を構成しており、光源から放射された光を、マイクロチップ２０における光照射領域に照射する。
　また、吸光度測定装置３０には、撮像素子を具備した撮像手段１６が、マイクロチップ２０を介してダイクロイックミラー３３と対向するように配置して設けられている。マイクロチップ２０と撮像手段１６との間には、アクロマートレンズ１４が配設されている。撮像手段１６には、制御手段１７が電気的に接続されており、この制御手段１７により、撮像手段１６の撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機構が構成されている。制御手段１７には、第１のＬＥＤ素子３１Ａおよび第２のＬＥＤ素子３１Ｂに共通の光源電源３９が電気的に接続されている。
　図６の例において、制御手段１７は、撮像手段１６の撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機能と共に、光源を構成する２つのＬＥＤ素子３１Ａ，３１Ｂの点灯制御を行う光源制御機能および測定結果を表示する測定結果表示機能を有するものである。
　この吸光度測定装置３０は、図１に係る吸光度測定装置１０と同様に、本発明の吸光度測定方法が実施されるものであり、図５に示すフローチャートに従って動作することにより、血液中のビリルビン濃度を測定する。
　この吸光度測定装置３０の測定動作中において、ステップ（１）およびステップ（１２）においては、第１のＬＥＤ素子３１Ａが点灯され、ステップ（５）およびステップ（１４）においては、第１のＬＥＤ素子３１Ａが消灯される。また、ステップ（６）およびステップ（１５）においては、第２のＬＥＤ素子３１Ｂが点灯され、ステップ（１０）およびステップ（１７）においては、第２のＬＥＤ素子３１Ｂが消灯される。
　而して、吸光度測定装置３０においては、本発明の吸光度測定方法、具体的にはマイクロチップ２０における測定部２７およびその周辺領域を撮像した画像に係る画像データから当該画像中の測定部２７を特定し、その測定部２７の位置における輝度値に基づいて血漿成分の吸光度を算出する手法により、血漿成分の吸光度を測定することができる。そのため、マイクロチップ２０には、測定部２７およびその周辺領域に光源からの光を照射すればよく、よって光源および照射用光学機構に対するマイクロメートルオーダーの位置合わせが必要とされないことから、マイクロチップ２０を用いていても容易に血漿成分の吸光度を測定することができる。そして、得られた血漿成分の吸光度に基づいて、ビリルビンの吸光度、更には血液中のビリルビン濃度を測定することができる。
　また吸光度測定装置３０においては、光源が第１の波長域の光（波長４５０ｎｍを含む波長域の光）と第２の波長域の光（波長５７０ｎｍを含む波長域の光）とを異時に放射できるものであることから、血漿成分が溶血ヘモグロビンを含有するものであっても、血液中のビリルビン濃度を高い信頼性で測定することができる。また、撮像素子の選択の自由度が大きくなる。
　図７は、本発明の吸光度測定装置の構成の更に他の例を示す説明図である。
　この吸光度測定装置４０は、図１に係る吸光度測定装置１０および図６に係る吸光度測定装置３０と同様に、ビリルビン検出用の吸光度測定装置である。すなわち、吸光度測定装置４０は、血液を液状検体として、その血液における血漿成分を検査対象成分とし、比色法を利用して測定される血漿成分の吸光度に基づいて、血漿成分を構成するビリルビンの吸光度を算出し、そのビリルビンの濃度、具体的には、血液中におけるビリルビン濃度を測定するためのものである。
　また、吸光度測定装置４０は、マイクロチップ２０を透過した光源４１から放射された光を分光するためのダイクロイックミラー４３と、当該ダイクロイックミラー４３によって分光された各光よりなる光像を撮像する２つの撮像手段４６Ａ，４６Ｂと、測定結果表示手段４８とが設けられていること、およびダイクロイックミラー４３によって分光された各光が撮像手段４６Ａ，４６Ｂに至るまでの光路上に、金属干渉フィルタ４４Ａ，４４Ｂおよびレンズ４９Ａ，４９Ｂが設けられていること以外は、図１に係る吸光度測定装置１０と基本的に同様の構成を有するものである。
　この吸光度測定装置４０においては、光源４１が白色ＬＥＤ素子により構成されていること、チップホルダ（図示省略）が、チップ検出スイッチが設けられたものであること、および制御手段４７が、チップホルダにおけるマイクロチップ２０の装着の有無を検知する機能と測定結果表示機能とを有しておらず、また初期輝度値Ｂ１および初期輝度値Ｇ１が予め記録されたものであること以外は、構成部材が図１に係る吸光度測定装置１０の構成部材と同様のものとされている。すなわち、吸光度測定装置４０を構成する、コリメータレンズ１３およびマイクロチップ２０は、図１に係る吸光度測定装置１０を構成する、コリメータレンズ１３およびマイクロチップ２０と同様のものである。
　吸光度測定装置４０は、マイクロチップ２０を着脱自在に鉛直に保持するチップホルダと、マイクロチップ２０に対向するように配置された光源４１とを備えている。光源４１は、第１の波長域の光および第２の波長域の光、具体的には波長４００～５００ｎｍの範囲を含む光および波長５２０～６２０ｎｍの範囲を含む光を同時に放射することのできるものである。そして、光源４１とマイクロチップ２０との間には、コリメータレンズ１３が配設されている。このコリメータレンズ１３は、照射用光学機構を構成しており、光源１１から放射された光を、マイクロチップ２０における光照射領域に照射する。
　また、吸光度測定装置４０には、ダイクロイックミラー４３が、光源４１と対向するように、光源４１の光軸に対して例えば４５°傾斜した姿勢で配設されている。ダイクロイックミラー４３は、波長５７５ｎｍを含む波長域の光を透過し、波長４５５ｎｍを含む波長域の光を反射するものである。そして、撮像素子を具備した第１の撮像手段４６Ａが、波長５７５ｎｍの光を透過する金属干渉フィルタ４４Ａを介して、ダイクロイックミラー４３の他面（図７における右面）と対向するように配設されており、また撮像素子を具備した第２の撮像手段４６Ｂが、波長４５５ｎｍの光を透過する金属干渉フィルタ４４Ｂを介して、ダイクロイックミラー４３の一面（図７における左面）と対向するように配設されている。また、第１の撮像手段４６Ａと金属フィルタ４４Ａとの間には、光源４１から放射された光よりなる光像を拡大（具体的には、例えば倍率５倍で拡大）して第１の撮像手段４６Ａの撮像素子に投影するレンズ４９Ａが配設されている。一方、第２の撮像手段４６Ｂと金属フィルタ４４Ｂとの間には、光源４１から放射された光よりなる光像を拡大（具体的には、例えば倍率５倍で拡大）して第２の撮像手段４６Ｂの撮像素子に投影するレンズ４９Ｂが配設されている。第１の撮像手段４６Ａおよび第２の撮像素子４６Ｂとしては、各々、フォトダイオードアレイが用いられている。第１の撮像手段４６Ａおよび第２の撮像手段４６Ｂには、共通の制御手段４７が電気的に接続されており、この制御手段４７により、第１の撮像手段４６Ａの撮像素子および第２の撮像手段４６Ｂの撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機構が構成されている。制御手段４７には、測定結果を表示するための測定結果表示手段４８、および光源４１の光源電源１９が電気的に接続されている。制御手段４７としては、マイクロコンピュータ、パーソナルコンピュータなどが用いられており、また測定結果表示手段４８としては、液晶ディスプレイが用いられている。
　図７の例において、制御手段４７は、第１の撮像手段４６Ａの撮像素子および第２の撮像手段４６Ｂの撮像素子において撮像された画像に係る画像データを画像処理する画像処理機能と共に、光源点灯制御機能を有するものである。
　この構成の吸光度測定装置４０は、図１に係る吸光度測定装置１０および図６における吸光度測定装置３０と同様に、本発明の吸光度測定方法が実施されるものである。
　そして、吸光度測定装置４０は、図５に示したフローチャートにおいて、初期輝度値Ｂ１と初期輝度値Ｇ１とを測定しないこと、すなわちステップ（４）～ステップ（７）を実施しないこと、および流入後輝度値Ｂ２と流入後輝度値Ｇ２とを同期して測定すること、すなわちステップ（１２）～ステップ（１４）とステップ（１５）～ステップ（１７）とを同期して実施すること以外は、当該フローチャートに従って動作することにより、血液中のビリルビン濃度を測定する。
　この吸光度測定装置４０の測定動作中において、ステップ（２）においては、チップホルダに設けられたチップ検出スイッチによってマイクロチップ２０がチップホルダに装着されたことが検知される。また、ステップ（１８）においては、波長４５５ｎｍにおける吸光度の算出に制御手段４７に記録されている初期輝度値Ｂ１が用いられ、またステップ（１９）においては、波長５７５ｎｍにおける吸光度の算出に制御手段４７に記録されている初期輝度値Ｇ１が用いられる。
　而して、吸光度測定装置４０においては、本発明の吸光度測定方法、具体的にはマイクロチップ２０における測定部２７およびその周辺領域を撮像した画像に係る画像データから当該画像中の測定部２７を特定し、その測定部２７の位置における輝度値に基づいて血漿成分の吸光度を算出する手法により、血漿成分の吸光度を測定することができる。そのため、マイクロチップ２０には、測定部２７およびその周辺領域に光源４１からの光を照射すればよく、よって光源４１および照射用光学機構に対するマイクロメートルオーダーの位置合わせが必要とされないことから、マイクロチップ２０を用いていても容易に血漿成分の吸光度を測定することができる。そして、得られた血漿成分の吸光度に基づいて、ビリルビンの吸光度、更には血液中のビリルビン濃度を測定することができる。
　また、吸光度測定装置４０においては、光源４１が第１の波長域の光（波長４００～５００ｎｍを含む波長域の光）と第２の波長域の光（波長５２０～６２０ｎｍを含む波長域の光）とを同時に放射するものであることから、血漿成分が溶血ヘモグロビンを含有するものであっても、血液中のビリルビン濃度を高い信頼性で測定することができる。
　本発明の吸光度測定装置および吸光度測定方法においては、上記の実施の形態に限定されず、種々の変更を加えることが可能である。
　例えば、吸光度測定装置は、測定信頼性の観点から、光源が、第１の波長域の光と第２の波長域の光とを同時にまたは異時に放射できるものであることが好ましいが、光源が単波長域の光のみを放射するものであってもよい。
　また、吸光度測定装置を構成する照射用光学機構は、図１、図６および図７に示した構成に限定されるものではなく、光源から放射された光をマイクロチップに照射することのできるものであれば、種々の構成のものを用いることができる。具体的には、例えば図１に係る吸光度測定装置１０において、照射用光学機構は、コリメータレンズ１３が、光源１１とマルチバンドパスフィルタ１２との間に配置されてなる構成を有するものであってもよい。
１０　　吸光度測定装置
１１　　光源
１２　　マルチバンドパスフィルタ
１３　　コリメータレンズ
１４　　アクロマートレンズ
１６　　撮像手段
１７　　制御手段
１９　　光源電源
２０　　マイクロチップ
２１Ａ　　一方の基板
２１Ｂ　　他方の基板
２３　　第１の流路
２３Ａ　　第１の流路用溝
２５　　第２の流路
２５Ａ　　第２の流路用溝
２７　　測定部
２７Ａ　　測定部用凹所
３０　　吸光度測定装置
３１Ａ　　第１のＬＥＤ素子
３１Ｂ　　第２のＬＥＤ素子
３２Ａ　　第１のバンドパスフィルタ
３２Ｂ　　第２のバンドパスフィルタ
３３　　ダイクロイックミラー
３９　　光源電源
４０　　吸光度測定装置
４１　　光源
４３　　ダイクロイックミラー
４４Ａ，４４Ｂ　　金属干渉フィルタ
４６Ａ，４６Ｂ　　撮像手段
４７　　制御手段
４８　　測定結果表示手段
４９Ａ，４９Ｂ　　レンズ
５１　　光源
５３　　毛細管
５４　　ホルダ
５４Ａ　　光導入用スリット
５５　　マイクロコンピュータ
５６Ａ，５６Ｂ　　フォトダイオード

Claims (6)

  1. 　液状検体を流通する第１の流路、当該第１の流路に連通し、液状検体から検査対象成分を分離する第２の流路、および、当該第２の流路において液状検体から分離された検査対象成分が流入する測定部を備えたマイクロチップと、
    　所定の波長域の光を放射する光源と、
    　前記光源から放射された光を前記マイクロチップに照射するための光学機構と、
    　前記マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像視野とする撮像素子と、
    　前記撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の前記測定部を特定する機能、および測定部における検査対象成分の吸光度を算出する機能を有する画像処理機構と
    を備えることを特徴とする吸光度測定装置。
  2. 　前記光源が、第１の波長域の光と第２の波長域の光とを、同時にまたは異時に放射することを特徴とする請求項１に記載の吸光度測定装置。
  3. 　前記第１の波長域の光が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含み、前記第２の波長域の光が波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むことを特徴とする請求項２に記載の吸光度測定装置。
  4. 　液状検体を流通する第１の流路、当該第１の流路に連通し、当該液状検体から検査対象成分を分離する第２の流路、および、当該第２の流路において液状検体から分離された検査対象成分が流通する測定部を備えたマイクロチップに対して、所定の波長域の光を照射し、当該マイクロチップにおける測定部を含む領域を撮像素子によって撮像し、当該撮像素子によって撮像された画像に係る画像データを画像処理することにより、当該画像中の前記測定部を特定し、測定部における検査対象成分の吸光度を算出することを特徴とする吸光度測定方法。
  5. 　前記測定部における検査対象成分の第１の波長域の光の吸光度と、当該測定部における当該検査対象成分の第２の波長域の光の吸光度とに基づいて、当該検査対象成分を構成する特定の物質の吸光度を算出することを特徴とする請求項４に記載の吸光度測定方法。
  6. 　前記第１の波長域の光が波長４００～５００ｎｍの範囲の光を含み、前記第２の波長域の光が波長５２０～６２０ｎｍの範囲の光を含むことを特徴とする請求項５に記載の吸光度測定方法。
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