Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Detektion von Serum nach dem Oberbegriff von Anspruch 1, ein Verfahren zur Erfassung der Qualität von Blutserum nach demjenigen von Anspruch 2 sowie Anordnungen hierfür gemäss den Ansprüchen 7 bzw. 8.
Die grosse Anzahl anfallender Blutproben und die Vielfalt der Analysen pro Blutprobe verlangen einen hohen Grad der Automatisierung. Blutprobenröhrchen werden von den Herstellern mit einer Etikette mit Angaben über vorgegebene Inhaltsstoffe etc. gekennzeichnet und vom Anwender mit einem Patientencode - meist einem Barcode - versehen. Die Etiketten verdecken die Sicht auf den Inhalt weitestgehend, oft auch vollständig. Zur Verarbeitung der Proben benötigt eine automatische Analyse mittels Automat Angaben über die verfügbare Menge des Serums im jeweilig untersuchten Blutprobenröhrchen sowie Angaben bezüglich der Qualität des Serums, d.h. Konzentrationswerte von Fett, Blutfarbstoff und Bilirubin, um fehlerhafte Resultate bei gewissen Tests zum Voraus auszuschliessen.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, Serum bzw. dessen Qualität in einem Behältnis automatisch zu detektieren. Diese Aufgabe wird bei Durchführung des eingangs erwähnten Detektionsverfahrens nach dem Kennzeichen von Anspruch 1 bzw. bei Durchführen des eingangs erwähnten Erfassungsverfahrens, nach dem Kennzeichen von Anspruch 2 gelöst.
Demnach wird zur Detektion von Serum in einem Behältnis letzteres Licht enthaltend mindestens Teile des Spektrum S 1000 nm <= S <= 1400 nm
ausgesetzt. Dabei wird von der Erkenntnis ausgegangen, dass insbesondere die erwähnten Blutprobenröhrchen mit unterschiedlichst angebrachten Etiketten und Beschriftungen im genannten Spektrum mindestens teilweise transparent sind. Dabei bezieht sich die geforderte teilweise Transparenz insbesondere auf die im Rahmen der Erfindung und wie noch erläutert werden wird, genützten Wellenlängen bzw. -Bänder. Es wird weiter die Intensität des transmittierten oder transflektierten Lichtes bei mindestens zwei Wellenlängen gemessen, für welche gilt:
1250 nm <= lambda 1 <= 1400 nm bzw.
1000 nm <= lambda 2 <= 1150 nm.
Wir verstehen dabei unter transflektiertem Licht Licht, welches durch die Behältniswandung, dem Behältnisinhalt transmittiert, darnach d.h. an der gegenüberliegenden Behältniswandung, oder nach Transmission auch hierdurch, reflektiert wird und durch Inhalt und Wandung zurückläuft: Jedenfalls wird die Lichtstrahlung immer mindestens einmal durch den Behältnisinhalt und mindestens zweimal durch die Behältniswand transmittiert.
Dabei werden die erwähnten Intensitäten an einer vorgegebenen oder vorgebbaren Stelle des Behältnisses erfasst, und es wird weiter in Funktion dieser Intensitätsmessungen auf Vorhandensein/Nichtvorhandensein von Serum an der untersuchten Stelle des Behältnisses geschlossen.
Es wurde mithin erkannt, dass die Intensität der transmittierten bzw. transflektierten Strahlung, in den erwähnten Spektralbändern bezüglich lambda 1 und lambda 2 zentriert, Vorliegen bzw. Nicht-Vorliegen von Serum an der untersuchten Behältnisstelle eindeutig identifiziert, unabhängig davon, aus welchem Material das Behältnis ist, mithin unabhängig davon, ob ein als Behältnis bevorzugt eingesetztes Blutprobenröhrchen aus Kunststoff, Glas etc. besteht, weiter etikettiert ist oder nicht bzw. beschriftet ist oder nicht, vorausgesetzt natürlich, die Wand transmittiert Licht bei lambda 1 und lambda 2 .
Für die erfindungsgemässe Qualitätserfassung von Blutserum wird wiederum Licht obgenanntes Spektrum S enthaltend eingesetzt, und es wird die Intensität des transmittierten bzw. transflektierten Lichtes bei mindestens zwei Wellenlängen lambda 3 und lambda 4 gemessen, welche aus den folgenden Wellenlängen selektioniert sind:
1350 nm +/- 30 nm
1290 nm +/- 30 nm
1160 nm +/- 30 nm
1125 nm +/- 30 nm, dabei bevorzugt 1126 nm und 1015 nm +/- 30 nm, dabei für Letztere bevorzugt 1016 nm, und es wird in Funktion dieser Intensitätswerte auf die Qualität des Serums insbesondere in Bezug auf seinen Fettgehalt geschlossen. Die Konzentrationen von Blutfarbstoff und Bilirubin lassen sich nämlich im sichtbaren Bereich des Lichtspektrums mit bekannten Methoden bestimmen.
Wie ersichtlich sind für die Qualitätserfassung des Blutserums und für die Detektion von Blutserum an sich im jeweiligen Behältnis teilweise die gleichen Spektralbänder bzw. Frequenzen zu untersuchen, so dass sich die beiden Verfahren ideal kombinieren lassen, insbesondere mit Blick auf die automatische Erfassung von in-line anfallenden Behältnissen bzw. Blutprobenröhrchen, wobei die Aussagekraft der Qualitätserfassung dadurch steigt, dass Intensitätswerte an mehr als zwei der angegebenen Frequenzbänder erfasst und ausgewertet werden.
Dadurch, dass man in einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemässen Detektionsverfahrens die Intensitätserfassung relativ zum Behältnis verschiebt, dabei gegebenenfalls gleichzeitig auch die Qualitätserfassung vornimmt, ergibt sich eine eigentliche Füllstand-Messmethode bzw. Serummengen-Messmethode bzw. eine Methode, die Qualität des Serums zu ermitteln.
Mit den gemessenen Intensitätswerten an den spezifischen Wellenlängen lambda 1 , lambda 2 bzw. lambda 3 , lambda 4 ergeben sich eigentliche Zustandsvektoren, je nach Anzahl aus-gemessener Wellenlängen-spezifischer Intensitäten, zwei- oder mehrdimensional. Bevorzugterweise werden dabei die gemessenen Intensitätswerte gewichtet im Sinne einer Achsenskalierung in den genannten Vektorräumen.
Dabei wird durch eine solche Gewichtung auch gegebenenfalls die an den ausgemessenen Spektralbereichen unterschiedliche Intensität des eingestrahlten Lichtes berücksichtigt bzw. Unterschiede in der Transmission der eingesetzten Filter.
Die erwähnten Verfahren werden bevorzugterweise an Serum in Blutprobenröhrchen verwendet, die bevorzugterweise in einem Strom in-line anfallen. Anordnungen zur erfindungsgemässen Serumdetektion bzw. Qualitätserfassung zeichnen sich nach dem kennzeichnenden Teil der Ansprüche 7 bzw. 8 aus, deren bevorzugte Ausführungsformen nach den Ansprüchen 9 bis 12.
Die Erfindung wird anschliessend beispielsweise anhand von Figuren erläutert. Es zeigen: Fig. 1: schematisch, ein Blutprobenröhrchen mit den Blutphasen; Fig. 2: die spektralen Absorptions-Kennlinien der Blutphasen Gel (a), Blutkuchen (b) und Blutserum (c); Fig. 3: die spektralen Absorptions-Kennlinien unterschiedlicher, üblicher Blutprobenröhrchen; Fig. 4: die spektralen Absorptions-Kennlinien von üblichen Blutprobenröhrchen, gefüllt; Fig. 5: Spektralkennlinien von Blutserum, normal (a) und zu fetthaltig (b); Fig. 6: in Form eines Signalfluss/Funktionsblock-dia-grammes eine erfindungsgemässe Anlage, und Fig. 7: in Form eines Signalfluss/Funktionsblock-diagrammes eine erste Ausführungsform der Anlage nach Fig. 6 mit Strahlteiler;
Fig. 8: in Darstellung analog zu Fig. 7 eine bevorzugte Ausführungsform mit im Strahlengang zeitvariabler, gesteuerter Bandpassfilterung, und Fig. 9: in Darstellung analog zu Fig. 7, 8 eine einfache, heute bevorzugte Ausführungsform des Prinzips nach Fig. 8.
In Fig. 1 ist ein Blutprobenröhrchen 1 dargestellt mit der für Analysen vorgenommenen Phasentrennung des Blutes in Serum 3, Gel 5 und Blutkuchen 7. Das Röhrchen 1 besteht üblicherweise aus klarsichtigem Material wie aus Glas oder Kunststoff und ist (nicht dargestellt) mit einer Beschriftungsetikette versehen. In Fig. 2 sind über der Wellenlänge lambda typische Absorpti onskurven von Blutgel (a), Blutkuchen (b) sowie von Blutserum (c) dargestellt.
In Fig. 3 sind die Absorptionskurven von Blutröhrchen-Wandungen, Beklebungsetiketten und Beschriftungen unterschiedlicher, gebräuchlicher Ausführungen dargestellt. In der Praxis, d.h. bei Anfallen beliebiger Blutprobenröhrchen mit beliebig zusammengesetzten und mengenmässig verteilten Blutphasen, ergibt sich, wie aus den Fig. 2 und 3 ersichtlich, eine grosse Variation von spektralen Überlagerungsmöglichkeiten. Für solche höchst unterschiedliche Blutprobenröhrchen/Blutphasen-Kombinationen ergeben sich die beispielsweise in Fig. 4 je dargestellten Spektralverläufe. Jeder der Spektralverläufe von Fig. 4 entspricht einem Blutproben-gefüllten Blutprobenröhrchen unterschiedlicher Provenienz.
Es wurde erfindungsgemäss erkannt, dass wenn die erwähnten Blutprobenröhrchen 1, als Behältnisse, mit Licht mindestens Teile des Spektralbereiches S von
1000 nm <= S <= 1400 nm enthaltend in Transmission - bzw. in Transflektion -durchleuchtet werden - wozu das Behältnis-Wandungsmaterial inkl. Accessoires wie Etiketten etc. mindestens in Teilen des erwähnten Spektralbereiches transparent sein muss, wenn auch nicht notwendigerweise mit konstanter Transmission - die Intensitätswerte des transmittierten Lichtes bei zwei spezifischen Wellenlängen lambda 1 und lambda 2 dafür aussagekräftig sind, ob die Transmission mit Blick auf Fig. 1 im Serumbereich 3 erfolgt oder nicht. Für die Wellenlängen lambda 1 und lambda 2 gilt dabei: 1250 nm <= lambda 1 <= 1400 nm und 1000 nm <= lambda 2 <= 1150 nm.
In Fig. 5 sind die Spektralverläufe von Normal-serum (a) und von zu fetthaltigem Blutserum (b) dargestellt.
Es ist darauf hinzuweisen, dass alle Spektralverläufe gemäss den Fig. 2 bis 5 normiert sind, d.h. dass die absoluten Transmissionswerte um Grössenordnungen stärker variieren - je nach Art der Probe, insbesondere nach Anzahl der Etiketten.
Umso erstaunlicher ist es, dass durch die transmittierten Lichtintensitäten bei mindestens zwei der folgenden Wellenlängen 1290 nm +/- 30 nm 1160 nm +/- 30 nm 1125 nm +/- 30 nm, dabei bevorzugt 1126 nm und 1015 nm +/- 30 nm, dabei für Letztere bevorzugt 1016 nm im Sinne eines Vektorraumes, zwei- oder mehr-dimensionale Gebiete festgelegt werden können, welche die Serumqualität identifizieren, und durch Messung dieser Intensitäten die Qualität einer Serumprobe identifiziert werden kann, durch Vergleich des gemessenen Vektors mit den erwähnten Vektorraum-Gebieten. Durch Intensitätsmessungen an mehr als zwei der erwähnten Wellenlängen lassen sich entsprechend die Serumqualitäten feiner analysieren.
In Fig. 6 ist in Form eines Funktionsblock/Signalflussdiagrammes eine erfindungsgemässe Anlage dargestellt, in Minimalkonfiguration, welche sich gleichermassen eignet für die De tektion von Serum bzw. die Detektion des Serumfüllstandes in einem Blutprobenröhrchen bzw. die Qualität des Serums.
Gemäss Fig. 6 wird ein zu untersuchendes Blutprobenröhrchen 1, als Behältnis, mit Licht im nahen Infrarotbereich, nämlich mindestens Teile des Spektralbereiches von 1000 nm bis 1400 nm enthaltend, von einer schematisch dargestellten Quelle 9 bestrahlt. Die durch Röhrchen mit Etiketten, Beschriftung etc. und den Blutphasen transmittierte Strahlung wird in mindestens zwei Messkanälen 10a und 10b aufgefangen. Dort wird es durch Filter, vorzugsweise Interferenzfilter 12a und 12b, zur Serumdetektion mindestens genähert mit den Zentrumswellenlängen lambda 1 und lambda 2 , zur Serumqualitätserfassung mit den oben definierten Zentrumswellenlängen lambda 3 , lambda 4 gefiltert. Es werden bevorzugterweise Filter mit einer Bandbreite von höchstens 200 nm, vorzugsweise gar von höchstens 100 nm, eingesetzt.
Die Intensität des ausgangsseits der Filter 12a bzw. 12b transmittierten Lichtes wird mittels optoelektrischer Wandler 14a bzw. 14b in elektrische Signale gewandelt und je Gewichtungs- bzw. Verstärkungseinheiten 16a bzw. 16b zugeführt, wobei die Gewichtung dadurch erreicht wird, dass entweder die Verstärkungen abgeglichen werden oder die Intensitätsmesswerte je durch Referenzintensitätsmesswerte dividiert werden, welche bei leerem optischem Strahlengang, beispielsweise zwischen den Röhrchen hindurch, gemessen werden. Die den gewichteten Intensitätswerten entsprechenden elektrischen Signale werden anschliessend einer Auswerteeinheit mit Recheneinheit 18 zugeführt, welche die zugeführten Eingangssignale miteinander verrechnet.
Bezeichnet I 1 die gewichtete Strahlungsintensität bei lambda 1 und I 2 diejenigen bei lambda 2 , gegebenenfalls I 3 bei lambda 3 etc., so ermittelt die Recheneinheit 18 den -momentan an der Probe gemessenen Vektor I 1 m /I 2m /I 3m . Durch Vergleich mit einem oder mehreren vorer mittelten SOLL-Bereichen B SOLL werden ausgangsseitig der Rechen- bzw. Auswerteeinheit 18 Signale ausgegeben, welche Vorliegen von Serum anzeigen bzw. für die Qualität des vorliegenden Serums repräsentativ sind. Für die Füllstand- bzw.
Serummengenmessung im Blutprobenröhrchen 1 wird Letzteres in der in Fig. 6 eingetragenen Richtung y relativ zur Lichtstrahltransmission verschoben und aus dem Ausgangssignal der Recheneinheit 18, welches für Vorliegen/Nichtvorliegen von Serum aussagekräftig ist, der Füllstand bzw. die Füllstandsdifferenz und damit die Serummenge im Blutprobenröhrchen 1 bestimmt.
Die schematisch dargestellte Anordnung eignet sich ausgezeichnet für eine automatische In-line-Untersuchung von in rascher Abfolge anfallenden gefüllten Blutprobenröhrchen. Hierzu werden die Blutprobenröhrchen 1, wie schematisch bei 20 dargestellt, auf einem Förderer, wie beispielsweise einem Bandförderer oder Karussell, in rascher Abfolge durch die Erfassungslichtschranke bewegt. Die Zykluslänge einzelner Messzyklen ist sehr kurz, so dass selbstverständlich getaktet, aber auch kontinuierlich, die Blutprobenröhrchen durch die Messlichtschranke bewegt werden können. Bei entsprechend schneller Rechenkapazität ergibt sich eine Zykluslänge von ca. 1-5 Sekunden.
In Fig. 7 ist in Darstellung analog zu derjenigen von Fig. 6 die Anordnung dargestellt, arbeitend mit einem Strahlteiler 20. Ausgangsseitig des Strahlteilers 20 sind die Kanäle gemäss Fig. 10a und 10b vorgesehen. Selbstverständlich lassen sich die Funktionen Filterung gemäss den Filterelementen 12a und 12b und Strahlteilung am Strahlteiler 20 mindestens teilweise durch entsprechende Auslegung von Dünnschichtsystemen mindestens teilweise kombinieren.
Gemäss Fig. 8 wird in einer bevorzugten Ausführungsform der transmittierte Lichtstrahl T durch eine steuerbare Filteran ordnung 12 c durchgeschickt, bevor er auf die optoelektrische Wandleranordnung 14 c auftrifft. Durch die schematisch eingetragene Steuerung S wird zeitsequentiell die eine bzw. die andere Filterung gemäss den Filtern 12 a und 12 b von Fig. 6 im dargestellten einzigen Strahlengang zum opto-elektrischen Wandler 14 c aktiviert. Dies wird in heute bevorzugter Ausführungsform gemäss Fig. 9 dadurch realisiert, dass mechanisch, wie mit dem Doppelpfeil F dargestellt, das eine bzw. andere der Filterelemente 12 a bzw. 12 b in den Strahlengang eingeschoben wird. Auf die in den Fig.
8 und 9 dargestellte Art und Weise wird der Konstruktionsaufwand für die erfindungsgemässe Anordnung praktisch um die Hälfte reduziert, verglichen mit einer Ausführung mit parallel betriebenen Kanälen.
The present invention relates to a method for the detection of serum according to the preamble of claim 1, a method for detecting the quality of blood serum according to that of claim 2 and arrangements therefor according to claims 7 and 8, respectively.
The large number of accumulated blood samples and the variety of analyzes per blood sample require a high degree of automation. Blood sample tubes are marked by the manufacturers with a label with information about specified ingredients, etc. and provided by the user with a patient code - usually a barcode. The labels cover the view of the content as far as possible, often completely. For processing the samples, an automated automatic analysis requires information on the amount of serum available in the respective blood sample tube being tested and on the quality of the serum, i. Concentration values of fat, blood pigment and bilirubin to preclude erroneous results in certain tests.
It is an object of the present invention to automatically detect serum or its quality in a container. This object is achieved in carrying out the above-mentioned detection method according to the characterizing part of claim 1 or in carrying out the aforementioned detection method, according to the characterizing part of claim 2.
Accordingly, for the detection of serum in a container, the latter light containing at least parts of the spectrum S is 1000 nm <= S <= 1400 nm
exposed. In this case, it is assumed that in particular the mentioned blood sample tubes with labels and labels affixed to each other are at least partially transparent in the stated spectrum. In this case, the required partial transparency relates in particular to the wavelengths or bands used within the scope of the invention and as will be explained below. Furthermore, the intensity of the transmitted or transflected light is measured at at least two wavelengths for which:
1250 nm <= lambda 1 <= 1400 nm or
1000 nm <= lambda 2 <= 1150 nm.
By transflected light, we mean light which transmits through the container wall, the container contents, according to this. on the opposite Behältniswandung, or by transmission also hereby, is reflected and runs back through the content and wall: In any case, the light radiation is always transmitted at least once through the container contents and at least twice through the container wall.
In this case, the intensities mentioned are detected at a predetermined or predefinable point of the container, and it is further inferred as a function of these intensity measurements for the presence / absence of serum at the examined point of the container.
It was therefore recognized that the intensity of the transmitted or transflected radiation, centered in the spectral bands mentioned with respect to lambda 1 and lambda 2, clearly identifies the presence or absence of serum at the container site examined, irrespective of which material the container was made from Thus, irrespective of whether a blood sample tube preferably used as a container consists of plastic, glass, etc., it is further labeled or not labeled or not, provided, of course, the wall transmits light at lambda 1 and lambda 2.
For the quality detection of blood serum according to the invention, light is again used containing the aforementioned spectrum S, and the intensity of the transmitted or transflected light is measured at at least two wavelengths λ 3 and λ 4, which are selected from the following wavelengths:
1350 nm +/- 30 nm
1290 nm +/- 30 nm
1160 nm +/- 30 nm
1125 nm +/- 30 nm, preferably 1126 nm and 1015 nm +/- 30 nm, for the latter preferably 1016 nm, and it is in function of these intensity values on the quality of the serum in particular in relation to its fat content. Namely, the concentrations of blood dye and bilirubin can be determined in the visible range of the light spectrum by known methods.
As can be seen, the same spectral bands or frequencies are to be examined for the quality detection of the blood serum and for the detection of blood serum per se in the respective container, so that the two methods can be ideally combined, in particular with regard to the automatic detection of in-line accumulating containers or blood sample tubes, wherein the significance of the quality detection increases by the fact that intensity values are detected and evaluated on more than two of the specified frequency bands.
By shifting the intensity detection relative to the container in a preferred embodiment of the detection method according to the invention, possibly also simultaneously performing the quality detection, the result is an actual level measurement method or serum quantity measurement method or a method for determining the quality of the serum.
With the measured intensity values at the specific wavelengths lambda 1, lambda 2 or lambda 3, lambda 4 actual state vectors result, depending on the number of measured wavelength-specific intensities, two- or multi-dimensional. Preferably, the measured intensity values are weighted in the sense of an axis scaling in the said vector spaces.
By such a weighting, the intensity of the incident light which is different at the measured spectral ranges may also be taken into account, or differences in the transmission of the filters used may be taken into account.
The mentioned methods are preferably used on serum in blood sample tubes, which are preferably generated in-line in a stream. Arrangements for the inventive serum detection or quality detection are characterized by the characterizing part of claims 7 or 8, their preferred embodiments according to claims 9 to 12.
The invention will be explained by way of example with reference to figures. 1 shows schematically a blood sample tube with the blood phases; Fig. 2: the spectral absorption characteristics of the blood phases gel (a), blood cake (b) and blood serum (c); Fig. 3: the spectral absorption characteristics of different, conventional blood sample tubes; Fig. 4: the spectral absorption characteristics of conventional blood sample tubes, filled; Fig. 5: spectral characteristics of blood serum, normal (a) and too fatty (b); 6: in the form of a signal flow / function block diagram, a system according to the invention, and FIG. 7: in the form of a signal flow / function block diagram, a first embodiment of the system according to FIG. 6 with a beam splitter;
8 shows a preferred embodiment with controlled variable bandpass filtering in the beam path, and FIG. 9 shows a simple, today preferred embodiment of the principle according to FIG. 8 in analogy to FIGS.
In Fig. 1, a blood sample tube 1 is shown with the analysis carried out for phase separation of the blood in serum 3, gel 5 and blood cake 7. The tube 1 is usually made of clear material such as glass or plastic and is (not shown) provided with a labeling label , FIG. 2 shows absorptive curves of blood gel (a), blood cake (b) and blood serum (c), which are typical over lambda wavelength.
In Fig. 3, the absorption curves of blood tube walls, adhesive labels and labels of different, common designs are shown. In practice, i. If any blood sample tubes of arbitrarily assembled and quantitatively distributed blood phases attack, results, as can be seen from Figs. 2 and 3, a large variation of spectral overlay possibilities. For such highly different blood sample tube / blood phase combinations, the spectral characteristics shown in FIG. 4, for example, result. Each of the spectral characteristics of Fig. 4 corresponds to a blood sample filled blood sample tube of different provenance.
It has been recognized according to the invention that when the mentioned blood sample tubes 1, as containers, with light at least parts of the spectral range S of
1000 nm <= S <= 1400 nm containing in transmission - or in transflection - are illuminated - for which the container wall material including accessories such as labels, etc. must be transparent at least in parts of the mentioned spectral range, although not necessarily with constant transmission the intensity values of the transmitted light at two specific wavelengths lambda 1 and lambda 2 are meaningful for it, whether the transmission takes place in view of FIG. 1 in the serum region 3 or not. For the wavelengths lambda 1 and lambda 2 the following applies: 1250 nm <= lambda 1 <= 1400 nm and 1000 nm <= lambda 2 <= 1150 nm.
FIG. 5 shows the spectral characteristics of normal serum (a) and blood serum (b) to be fatged.
It should be noted that all the spectral characteristics according to FIGS. 2 to 5 are normalized, i. that the absolute transmission values vary more by orders of magnitude - depending on the type of sample, in particular on the number of labels.
It is all the more astonishing that, due to the transmitted light intensities, at least two of the following wavelengths 1290 nm +/- 30 nm 1160 nm +/- 30 nm 1125 nm +/- 30 nm, preferably 1126 nm and 1015 nm +/- 30 nm , where for the latter preferably 1016 nm in the sense of a vector space, two- or more-dimensional areas can be determined which identify the serum quality, and by measuring these intensities the quality of a serum sample can be identified by comparing the measured vector with the mentioned vector space territories. By intensity measurements at more than two of the wavelengths mentioned, the serum qualities can be analyzed more finely.
In Fig. 6 in the form of a functional block / signal flow diagram an inventive system is shown, in minimal configuration, which is equally suitable for the De tektion of serum or the detection of the serum level in a blood sample tube or the quality of the serum.
According to FIG. 6, a blood sample tube 1 to be examined, as a container, containing light in the near infrared range, namely containing at least parts of the spectral range from 1000 nm to 1400 nm, is irradiated by a source 9 shown schematically. The radiation transmitted through tubes with labels, inscriptions, etc. and the blood phases is collected in at least two measuring channels 10a and 10b. There it is filtered by filters, preferably interference filters 12a and 12b, for serum detection at least approximated with the center wavelengths lambda 1 and lambda 2, for serum quality detection with the above-defined center wavelengths lambda 3, lambda 4. It is preferable to use filters having a bandwidth of at most 200 nm, preferably even at most 100 nm.
The intensity of the light transmitted on the output side of the filters 12a and 12b is converted into electrical signals by means of optoelectric converters 14a and 14b, respectively, and fed to weighting units 16a and 16b respectively, the weighting being achieved by adjusting either the gains or the intensity measurements are each divided by reference intensity measurements measured with the optical beam path empty, for example, between the tubes. The electrical signals corresponding to the weighted intensity values are then fed to an evaluation unit with arithmetic unit 18, which calculates the supplied input signals with each other.
If I 1 denotes the weighted radiation intensity at lambda 1 and I 2 at lambda 2, optionally I 3 at lambda 3, etc., the arithmetic unit 18 determines the vector I 1 m / I 2m / I 3m currently measured on the sample. By comparison with one or more predetermined target areas B SOLL, signals are output on the output side of the computing or evaluation unit 18 which indicate the presence of serum or are representative of the quality of the serum present. For the level or
Serum quantity measurement in the blood sample tube 1 is shifted relative to the light beam transmission in the direction y entered in FIG. 6 and from the output signal of the arithmetic unit 18, which is meaningful for the presence / absence of serum, the fill level or the fill level difference and thus the serum amount in the blood sample tube 1 certainly.
The schematically illustrated arrangement is excellently suited for automatic in-line examination of rapidly filled filled blood sample tubes. To this end, as shown schematically at 20, the blood sample tubes 1 are moved on a conveyor, such as a belt conveyor or carousel, in rapid succession through the detection light barrier. The cycle length of individual measurement cycles is very short, so that of course clocked, but also continuously, the blood sample tubes can be moved through the measuring photocell. With correspondingly fast computing capacity, a cycle length of approx. 1-5 seconds results.
In Fig. 7 the arrangement is shown in analogy to that of Fig. 6, working with a beam splitter 20. The output side of the beam splitter 20, the channels according to Fig. 10a and 10b are provided. Of course, the functions filtering according to the filter elements 12a and 12b and beam splitting at the beam splitter 20 can be at least partially at least partially combined by appropriate design of thin-film systems.
According to Fig. 8, in a preferred embodiment, the transmitted light beam T through a controllable Filteran order 12 c sent through before it impinges on the optoelectric transducer assembly 14 c. By the schematically registered control S, the one or the other filtering according to the filters 12 a and 12 b of Fig. 6 is activated in the illustrated single beam path to the opto-electrical converter 14 c time-sequentially. This is realized in today preferred embodiment according to FIG. 9 in that mechanically, as shown by the double arrow F, one or the other of the filter elements 12 a and 12 b is inserted into the beam path. On the in Figs.
8 and 9, the design effort for the arrangement according to the invention is practically reduced by half, compared to a design with parallel-operated channels.