JP7786459B2 - 濃度測定装置 - Google Patents
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Description
本開示は、濃度測定装置に関する。
従来、樹脂チューブと、当該樹脂チューブ内の流体に向けて光を出射する光源と、当該樹脂チューブを介した光を受光する受光素子とを備え、ランベルト－ベールの法則を利用して、当該流体の濃度を測定する濃度測定装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。
しかしながら、特許文献１に記載の濃度測定装置では、光源から出射され、樹脂チューブを介した光は、拡散した状態で出射される。すなわち、樹脂チューブを介した光の一部は、受光素子に到達しない方向に進行し、当該受光素子にて検出されない。
したがって、特許文献１に記載の濃度測定装置では、受光素子における検出光量を十分に確保することができず、測定精度が低下してしまう場合がある。
したがって、特許文献１に記載の濃度測定装置では、受光素子における検出光量を十分に確保することができず、測定精度が低下してしまう場合がある。
そこで、本開示は、測定精度を向上させることができる濃度測定装置に関する。
本開示によれば、光を出射する光源と、前記光源から出射した光の光路上に設けられ、前記光源から出射された光を集光する第１の光学系と、前記光路上における前記第１の光学系の焦点位置よりも後段側の位置に配置され、内部に流体が流通している状態で側面に入射した前記光を平行化する光透過性の筒体と、前記筒体を介した光を検出する検出部と、を備える濃度測定装置が提供される。
以下に、図面を参照して、本開示の実施形態について説明する。なお、以下に説明する実施形態によって本開示が限定されるものではない。さらに、図面の記載において、同一の部分には同一の符号を付している。
（第１の実施形態）
〔濃度調整装置の概略構成〕
図１は、本開示の第１の実施形態に係る濃度調整装置１の構成を示す図である。
濃度調整装置１は、生体粒子を含む流体の濃度を調整する装置である。具体的に、濃度調整装置１は、当該流体の濃度を生体試料分析装置６１００（図７参照）に投入すべき適切な濃度に調整する。なお、濃度調整装置１と生体試料分析装置６１００との間をチューブにより直接、繋ぎ、当該チューブを介して当該濃度調整装置にて濃度を調整した流体を当該生体試料分析装置６１００に投入してもよく、あるいは、当該濃度調整装置にて濃度を調整した流体を当該濃度調整装置から取り出して、当該生体試料分析装置６１００に投入しても構わない。第１の実施形態では、生体試料分析装置６１００は、細胞治療に用いられる装置であり、その詳細な構成については後述する「生体試料分析装置の構成」において説明する。そして、第１の実施形態では、当該流体は、抗体色素による染色（標識物質によって標識）が施された細胞懸濁液である。すなわち、濃度調整装置１は、細胞懸濁液に直接触れることなく、無菌的に、当該細胞懸濁液における細胞濃度を後述する生体試料分析装置６１００に投入すべき適切な細胞濃度に調整する。この濃度調整装置１は、図１に示すように、細胞懸濁液容器２と、中空糸モジュール３と、測定装置本体４と、廃液容器５と、制御装置６と、配管７１～７５とポンプＰＯ１～ＰＯ３と、バルブＶ１～Ｖ３とを備える。
〔濃度調整装置の概略構成〕
図１は、本開示の第１の実施形態に係る濃度調整装置１の構成を示す図である。
濃度調整装置１は、生体粒子を含む流体の濃度を調整する装置である。具体的に、濃度調整装置１は、当該流体の濃度を生体試料分析装置６１００（図７参照）に投入すべき適切な濃度に調整する。なお、濃度調整装置１と生体試料分析装置６１００との間をチューブにより直接、繋ぎ、当該チューブを介して当該濃度調整装置にて濃度を調整した流体を当該生体試料分析装置６１００に投入してもよく、あるいは、当該濃度調整装置にて濃度を調整した流体を当該濃度調整装置から取り出して、当該生体試料分析装置６１００に投入しても構わない。第１の実施形態では、生体試料分析装置６１００は、細胞治療に用いられる装置であり、その詳細な構成については後述する「生体試料分析装置の構成」において説明する。そして、第１の実施形態では、当該流体は、抗体色素による染色（標識物質によって標識）が施された細胞懸濁液である。すなわち、濃度調整装置１は、細胞懸濁液に直接触れることなく、無菌的に、当該細胞懸濁液における細胞濃度を後述する生体試料分析装置６１００に投入すべき適切な細胞濃度に調整する。この濃度調整装置１は、図１に示すように、細胞懸濁液容器２と、中空糸モジュール３と、測定装置本体４と、廃液容器５と、制御装置６と、配管７１～７５とポンプＰＯ１～ＰＯ３と、バルブＶ１～Ｖ３とを備える。
細胞懸濁液容器２は、図１に示すように、細胞懸濁液Ｌ１を収容する容器である。
この細胞懸濁液容器２には、配管７１が接続されている。そして、制御装置６による制御の下、当該配管７１上に配置されたバルブＶ１が開かれ、かつポンプＰＯ１が駆動されることにより、当該配管７１を介して細胞懸濁液Ｌ１が細胞懸濁液容器２内に供給される。
この細胞懸濁液容器２には、配管７１が接続されている。そして、制御装置６による制御の下、当該配管７１上に配置されたバルブＶ１が開かれ、かつポンプＰＯ１が駆動されることにより、当該配管７１を介して細胞懸濁液Ｌ１が細胞懸濁液容器２内に供給される。
また、細胞懸濁液容器２には、配管７２，７４が接続されている。さらに、細胞懸濁液容器２は、配管７２～中空糸モジュール３～配管７３～測定装置本体４～配管７４～細胞懸濁液容器２～配管７２の環状の流路上に配置されている。そして、制御装置６による制御の下、配管７３上に配置されたバルブＶ２、配管７４上に配置されたバルブＶ３が開かれ、かつ配管７２上に配置されたポンプＰＯ２が駆動されることにより、細胞懸濁液容器２内の細胞懸濁液Ｌ１は、当該環状の流路を辿って流通する。
中空糸モジュール３は、図１に示すように、中空糸膜３１と、当該中空糸膜３１を収容する外筒３２とを備える。なお、図１では、外筒３２内に中空糸膜３１を１つのみ図示しているが、実際には、外筒３２内には、複数の中空糸膜３１が収容されている。
中空糸膜３１は、ストロー状に形成され、内部が中空に形成された膜であり、表面に細胞懸濁液Ｌ１中の細胞よりも小さな孔を多数有している。当該孔は、未結合の抗体色素等を通過可能とし、細胞を通過不能とする孔である。
中空糸膜３１は、ストロー状に形成され、内部が中空に形成された膜であり、表面に細胞懸濁液Ｌ１中の細胞よりも小さな孔を多数有している。当該孔は、未結合の抗体色素等を通過可能とし、細胞を通過不能とする孔である。
この中空糸モジュール３には、配管７５が接続されている。そして、制御装置６による制御の下、当該配管７５上に配置されたポンプＰＯ３が駆動されることにより、上述した環状の流路を辿って、中空糸膜３１内を細胞懸濁液Ｌ１が流通すると、当該中空糸膜３１内に当該細胞懸濁液Ｌ１中の細胞が残存しつつ、当該中空糸膜３１外に当該細胞懸濁液Ｌ１中の未結合の抗体色素等が排出される。当該中空糸膜３１外に排出された未結合の抗体色素等は、配管７５を辿って、廃液容器５内に排出される。
測定装置本体４は、上述した環状の流路を辿って流通する細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を測定するための装置である。
なお、測定装置本体４の詳細な構成については、後述する「測定装置本体の構成」において説明する。
なお、測定装置本体４の詳細な構成については、後述する「測定装置本体の構成」において説明する。
廃液容器５は、図１に示すように、中空糸膜３１外に排出された未結合の抗体色素等の廃液Ｌ２を収容する容器である。
制御装置６は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等のコントローラ、または、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路を含む。そして、制御装置６は、測定装置本体４の検出結果に基づいて細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を算出しつつ、上述したようにポンプＰＯ１～ＰＯ３及びバルブＶ１～Ｖ３の動作を制御することにより、当該細胞濃度を調整する。
すなわち、制御装置６は、本開示に係る制御部に相当する。また、測定装置本体４及び制御装置６は、本開示に係る濃度測定装置１００（図１）に相当する。
すなわち、制御装置６は、本開示に係る制御部に相当する。また、測定装置本体４及び制御装置６は、本開示に係る濃度測定装置１００（図１）に相当する。
〔測定装置本体の構成〕
図２は、測定装置本体４の構成を示す図である。
測定装置本体４は、図２に示すように、光源４１と、第１のレンズ４２１と、第２のレンズ４２２と、チューブＴＢと、チューブホルダ４３と、第３のレンズ４４と、遮光板４５と、第４のレンズ４６と、第５のレンズ４７と、検出部４８とを備える。
図２は、測定装置本体４の構成を示す図である。
測定装置本体４は、図２に示すように、光源４１と、第１のレンズ４２１と、第２のレンズ４２２と、チューブＴＢと、チューブホルダ４３と、第３のレンズ４４と、遮光板４５と、第４のレンズ４６と、第５のレンズ４７と、検出部４８とを備える。
チューブＴＢは、本開示に係る筒体に相当する。すなわち、チューブＴＢは、円筒状に形成され、光透過性を有する。当該チューブＴＢの材料としては、ＰＶＣ（ポリ塩化ビニル）等の樹脂材料を例示することができる。そして、チューブＴＢは、上述した環状の流路の一部を構成する。すなわち、細胞懸濁液Ｌ１は、当該チューブＴＢ内を流通する。
光源４１は、チューブＴＢ内の細胞懸濁液Ｌ１に向けて光を出射する。第１の実施形態では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。
光源４１は、チューブＴＢ内の細胞懸濁液Ｌ１に向けて光を出射する。第１の実施形態では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。
第１のレンズ４２１は、図２に示すように、光源４１の光路後段側に配置され、光源４１から出射された光を平行化する。
第２のレンズ４２２は、図２に示すように、第１のレンズ４２１よりも光路後段側に配置され、当該第１のレンズ４２１を介した平行光をチューブＴＢよりも光路前段側の位置に集光する。
以上説明した第１，第２のレンズ４２１，４２２は、本開示に係る第１の光学系４２（図２）に相当する。
第２のレンズ４２２は、図２に示すように、第１のレンズ４２１よりも光路後段側に配置され、当該第１のレンズ４２１を介した平行光をチューブＴＢよりも光路前段側の位置に集光する。
以上説明した第１，第２のレンズ４２１，４２２は、本開示に係る第１の光学系４２（図２）に相当する。
図３及び図４は、チューブホルダ４３を示す図である。具体的に、図３は、チューブホルダ４３を光路前段側から見た斜視図である。図４は、チューブホルダ４３を光路後段側から見た斜視図である。
チューブホルダ４３は、図２に示すように、第１の光学系４２よりも光路後段側に配置されている。このチューブホルダ４３は、図３または図４に示すように、平面視略矩形状の板体であり、光を遮断する遮光材料で構成されている。そして、チューブホルダ４３は、チューブＴＢを保持する。このチューブホルダ４３は、各板面が光源４１から出射された光の光軸に対して略直交する姿勢で配置される。
チューブホルダ４３は、図２に示すように、第１の光学系４２よりも光路後段側に配置されている。このチューブホルダ４３は、図３または図４に示すように、平面視略矩形状の板体であり、光を遮断する遮光材料で構成されている。そして、チューブホルダ４３は、チューブＴＢを保持する。このチューブホルダ４３は、各板面が光源４１から出射された光の光軸に対して略直交する姿勢で配置される。
このチューブホルダ４３において、光路前段側の板面には、図３または図４中、上下方向に直線状に延在するチューブ用溝部４３１が形成されている。
また、チューブホルダ４３には、板面の略中央に位置し、各板面を貫通するとともに、チューブ用溝部４３１に連通する貫通孔４３２が形成されている。
さらに、チューブホルダ４３において、各板面には、貫通孔４３２を中心とする円形状の凹部４３３，４３４がそれぞれ形成されている。
そして、チューブＴＢは、チューブ用溝部４３１内に挿通された状態でチューブホルダ４３に保持される。また、チューブＴＢを介した光の一部は、貫通孔４３２を通過する。
また、チューブホルダ４３には、板面の略中央に位置し、各板面を貫通するとともに、チューブ用溝部４３１に連通する貫通孔４３２が形成されている。
さらに、チューブホルダ４３において、各板面には、貫通孔４３２を中心とする円形状の凹部４３３，４３４がそれぞれ形成されている。
そして、チューブＴＢは、チューブ用溝部４３１内に挿通された状態でチューブホルダ４３に保持される。また、チューブＴＢを介した光の一部は、貫通孔４３２を通過する。
ここで、チューブＴＢは、内部に細胞懸濁液Ｌ１が流通している状態で側面に入射した光を平行化する。具体的に、第１の実施形態では、チューブＴＢは、第１の光学系４２を介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向に直交する面内において当該チューブＴＢを透過した光を平行化する光学素子（シリンドリカルレンズ）として機能する。すなわち、チューブＴＢ（シリンドリカルレンズ）の焦点位置は、第１の光学系４２の集光位置（第２のレンズ４２２の焦点位置）に設定されている。
遮光板４５は、図２に示すように、チューブホルダ４３よりも光路後段側に配置されている。この遮光板４５は、板体であり、光を遮断する遮光材料で構成されている。また、遮光板４５は、各板面が光源４１から出射された光の光軸に対して略直交する姿勢で配置される。
この遮光板４５において、略中央の位置には、図２に示すように、各板面を貫通する開口部４５１が形成されている。
この遮光板４５において、略中央の位置には、図２に示すように、各板面を貫通する開口部４５１が形成されている。
第３のレンズ４４は、図２に示すように、チューブＴＢと遮光板４５との間に設けられている。この第３のレンズ４４は、本開示に係る第３の光学系に相当する。すなわち、第３のレンズ４４は、チューブＴＢを介した平行光を開口部４５１に集光する。
第４のレンズ４６は、図２に示すように、遮光板４５よりも光路後段側に配置されている。そして、第４のレンズ４６は、第３のレンズ４４にて集光され、開口部４５１を通過した光を平行化する。
第５のレンズ４７は、図２に示すように、第４のレンズ４６よりも光路後段側に配置されている。そして、第５のレンズ４７は、第５のレンズ４７にて平行化された光を検出部４８の検出面上に集光する。
第４のレンズ４６は、図２に示すように、遮光板４５よりも光路後段側に配置されている。そして、第４のレンズ４６は、第３のレンズ４４にて集光され、開口部４５１を通過した光を平行化する。
第５のレンズ４７は、図２に示すように、第４のレンズ４６よりも光路後段側に配置されている。そして、第５のレンズ４７は、第５のレンズ４７にて平行化された光を検出部４８の検出面上に集光する。
検出部４８は、チューブＴＢ内の細胞懸濁液Ｌ１を介した光（第５のレンズ４７を介した光）を検出する。第１の実施形態では、検出部４８は、フォトダイオードにて構成され、受光量に応じた電圧を制御装置６に対して出力する。
そして、制御装置６は、当該電圧に基づいて、細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を算出する。
そして、制御装置６は、当該電圧に基づいて、細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を算出する。
〔細胞濃度の算出方法について〕
次に、制御装置６による細胞濃度の算出方法について説明する。
図５及び図６は、細胞濃度の算出方法を説明する図である。
ランベルト－ベールの法則により、細胞懸濁液Ｌ１の吸光度は、細胞濃度に比例することが知られている。
また、吸光度は、図５に示すように、入射光量Ｐ０と透過光量Ｐ１とを測定することで、以下の式（１）に基づいて算出することができる。
次に、制御装置６による細胞濃度の算出方法について説明する。
図５及び図６は、細胞濃度の算出方法を説明する図である。
ランベルト－ベールの法則により、細胞懸濁液Ｌ１の吸光度は、細胞濃度に比例することが知られている。
また、吸光度は、図５に示すように、入射光量Ｐ０と透過光量Ｐ１とを測定することで、以下の式（１）に基づいて算出することができる。
ところで、式（１）によって吸光度を測定することができるが、この方法では、測定結果にチューブＴＢの吸光度も反映されてしまう。そこで、制御装置６は、チューブＴＢ内に細胞濃度が０（細胞を含まない）の基準となる基準流体Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶ０とし、同一のチューブＴＢ内に細胞を含む測定対象である細胞懸濁液Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶとして、以下の式（２）に基づいて吸光度を算出する。
そして、制御装置６は、細胞懸濁液Ｌ１の吸光度と細胞濃度との関係式（以下、検量線（以下の式（３）参照）と記載）に対して、式（２）によって算出した吸光度を代入することで、当該細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を算出する。
なお、検量線は、例えば、以下に示すように予め算出される。
なお、検量線は、例えば、以下に示すように予め算出される。
先ず、以下の表１に示すように、細胞濃度が０である細胞懸濁液Ｌ１（サンプルＮｏ．０）を含む細胞濃度の異なる細胞懸濁液Ｌ１を８種類（サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７）用意する（ステップＳ１）。
次に、１０ｃｍ程度にカットしたチューブＴＢを８本用意し、当該８本のチューブＴＢ内にステップＳ１で用意した８種類の細胞懸濁液Ｌ１（サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７）を入れて、各チューブＴＢの両端をシールする（ステップＳ２）。
次に、ステップＳ２で作成した各チューブＴＢ（８種類の細胞懸濁液Ｌ１（サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７）を入れた各チューブＴＢ）をそれぞれ測定装置本体４に設置し、検出部４８により電圧値をそれぞれ測定する（ステップＳ３）。当該ステップＳ３で測定された各電圧値は、表１に示す通りである。
次に、ステップＳ２で作成した各チューブＴＢ（８種類の細胞懸濁液Ｌ１（サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７）を入れた各チューブＴＢ）をそれぞれ測定装置本体４に設置し、検出部４８により電圧値をそれぞれ測定する（ステップＳ３）。当該ステップＳ３で測定された各電圧値は、表１に示す通りである。
次に、ステップＳ３で測定された各電圧値を式（２）に代入することにより、各サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７の吸光度を算出する（ステップＳ４）。当該ステップＳ４で算出された各吸光度は、表１に示す通りである。
そして、サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７における各細胞濃度と各吸光度とから図６に示すように、近似直線（図６に破線で示した直線）を算出することで、当該近似直線を検量線とする。
なお、上記の例では、検量線は、以下の式（３）で示される。
そして、サンプルＮｏ．０～Ｎｏ．７における各細胞濃度と各吸光度とから図６に示すように、近似直線（図６に破線で示した直線）を算出することで、当該近似直線を検量線とする。
なお、上記の例では、検量線は、以下の式（３）で示される。
〔生体試料分析装置の構成〕
次に、生体試料分析装置６１００の構成について説明する。
次に、生体試料分析装置６１００の構成について説明する。
本開示の生体試料分析装置の構成例を図７に示す。図７に示される生体試料分析装置６１００は、流路Ｃを流れる生体試料Ｓに光を照射する光照射部６１０１、前記生体試料Ｓに光を照射することにより生じた光を検出する検出部６１０２、及び前記検出部により検出された光に関する情報を処理する情報処理部６１０３を含む。生体試料分析装置６１００の例としては、フローサイトメータ及びイメージングサイトメータを挙げることができる。生体試料分析装置６１００は、生体試料内の特定の生体粒子Ｐの分取を行う分取部６１０４を含んでもよい。前記分取部を含む生体試料分析装置６１００の例としては、セルソータを挙げることができる。
（生体試料）
生体試料Ｓは、生体粒子を含む液状試料であってよい。当該生体粒子は、例えば細胞又は非細胞性生体粒子である。前記細胞は、生細胞であってよく、より具体的な例として、赤血球や白血球などの血液細胞、及び精子や受精卵等生殖細胞を挙げることができる。また前記細胞は全血等検体から直接採取されたものでもよいし、培養後に取得された培養細胞であってもよい。前記非細胞性生体粒子として、細胞外小胞、特にはエクソソーム及びマイクロベシクルなどを挙げることができる。前記生体粒子は、１つ又は複数の標識物質（例えば（特には蛍光色素）及び蛍光色素標識抗体など）によって標識されていてもよい。なお、本開示の生体試料分析装置により、生体粒子以外の粒子が分析されてもよく、キャリブレーションなどのために、ビーズなどが分析されてもよい。
生体試料Ｓは、生体粒子を含む液状試料であってよい。当該生体粒子は、例えば細胞又は非細胞性生体粒子である。前記細胞は、生細胞であってよく、より具体的な例として、赤血球や白血球などの血液細胞、及び精子や受精卵等生殖細胞を挙げることができる。また前記細胞は全血等検体から直接採取されたものでもよいし、培養後に取得された培養細胞であってもよい。前記非細胞性生体粒子として、細胞外小胞、特にはエクソソーム及びマイクロベシクルなどを挙げることができる。前記生体粒子は、１つ又は複数の標識物質（例えば（特には蛍光色素）及び蛍光色素標識抗体など）によって標識されていてもよい。なお、本開示の生体試料分析装置により、生体粒子以外の粒子が分析されてもよく、キャリブレーションなどのために、ビーズなどが分析されてもよい。
（流路）
流路Ｃは、生体試料Ｓが流れるように構成される。特には、流路Ｃは、前記生体試料に含まれる生体粒子が略一列に並んだ流れが形成されるように構成されうる。流路Ｃを含む流路構造は、層流が形成されるように設計されてよい。特には、当該流路構造は、生体試料の流れ（サンプル流）がシース液の流れによって包まれた層流が形成されるように設計される。当該流路構造の設計は、当業者により適宜選択されてよく、既知のものが採用されてもよい。流路Ｃは、マイクロチップ（マイクロメートルオーダーの流路を有するチップ）又はフローセルなどの流路構造体（flow channel structure）中に形成されてよい。流路Ｃの幅は、１ｍｍ以下であり、特には１０μｍ以上１ｍｍ以下であってよい。流路Ｃ及びそれを含む流路構造体は、プラスチックやガラスなどの材料から形成されてよい。
流路Ｃは、生体試料Ｓが流れるように構成される。特には、流路Ｃは、前記生体試料に含まれる生体粒子が略一列に並んだ流れが形成されるように構成されうる。流路Ｃを含む流路構造は、層流が形成されるように設計されてよい。特には、当該流路構造は、生体試料の流れ（サンプル流）がシース液の流れによって包まれた層流が形成されるように設計される。当該流路構造の設計は、当業者により適宜選択されてよく、既知のものが採用されてもよい。流路Ｃは、マイクロチップ（マイクロメートルオーダーの流路を有するチップ）又はフローセルなどの流路構造体（flow channel structure）中に形成されてよい。流路Ｃの幅は、１ｍｍ以下であり、特には１０μｍ以上１ｍｍ以下であってよい。流路Ｃ及びそれを含む流路構造体は、プラスチックやガラスなどの材料から形成されてよい。
流路Ｃ内を流れる生体試料、特には当該生体試料中の生体粒子に、光照射部６１０１からの光が照射されるように、本開示の生体試料分析装置は構成される。本開示の生体試料分析装置は、生体試料に対する光の照射点（interrogation point）が、流路Ｃが形成されている流路構造体中にあるように構成されてよく、又は、当該光の照射点が、当該流路構造体の外にあるように構成されてもよい。前者の例として、マイクロチップ又はフローセル内の流路Ｃに前記光が照射される構成を挙げることができる。後者では、流路構造体（特にはそのノズル部）から出た後の生体粒子に前記光が照射されてよく、例えばＪｅｔ ｉｎ Ａｉｒ方式のフローサイトメータを挙げることができる。
（光照射部）
光照射部６１０１は、光を出射する光源部と、当該光を照射点へと導く導光光学系とを含む。前記光源部は、１又は複数の光源を含む。光源の種類は、例えばレーザ光源又はＬＥＤである。各光源から出射される光の波長は、紫外光、可視光、又は赤外光のいずれかの波長であってよい。導光光学系は、例えばビームスプリッター群、ミラー群又は光ファイバなどの光学部品を含む。また、導光光学系は、光を集光するためのレンズ群を含んでよく、例えば対物レンズを含む。生体試料と光が交差する照射点は、１つ又は複数であってよい。光照射部６１０１は、一の照射点に対して、一つ又は異なる複数の光源から照射された光を集光するよう構成されていてもよい。
光照射部６１０１は、光を出射する光源部と、当該光を照射点へと導く導光光学系とを含む。前記光源部は、１又は複数の光源を含む。光源の種類は、例えばレーザ光源又はＬＥＤである。各光源から出射される光の波長は、紫外光、可視光、又は赤外光のいずれかの波長であってよい。導光光学系は、例えばビームスプリッター群、ミラー群又は光ファイバなどの光学部品を含む。また、導光光学系は、光を集光するためのレンズ群を含んでよく、例えば対物レンズを含む。生体試料と光が交差する照射点は、１つ又は複数であってよい。光照射部６１０１は、一の照射点に対して、一つ又は異なる複数の光源から照射された光を集光するよう構成されていてもよい。
（検出部）
検出部６１０２は、生体粒子への光照射により生じた光を検出する少なくとも一つの光検出器を備えている。検出する光は、例えば蛍光又は散乱光（例えば前方散乱光、後方散乱光、及び側方散乱光のいずれか１つ以上）である。各光検出器は、１以上の受光素子を含み、例えば受光素子アレイを有する。各光検出器は、受光素子として、１又は複数のＰＭＴ（光電子増倍管）及び／又はＡＰＤ及びＭＰＰＣ等のフォトダイオードを含んでよい。当該光検出器は、例えば複数のＰＭＴを一次元方向に配列したＰＭＴアレイを含む。また、検出部６１０２は、ＣＣＤ又はＣＭＯＳなどの撮像素子を含んでもよい。検出部６１０２は、当該撮像素子により、生体粒子の画像（例えば明視野画像、暗視野画像、及び蛍光画像など）を取得しうる。
検出部６１０２は、生体粒子への光照射により生じた光を検出する少なくとも一つの光検出器を備えている。検出する光は、例えば蛍光又は散乱光（例えば前方散乱光、後方散乱光、及び側方散乱光のいずれか１つ以上）である。各光検出器は、１以上の受光素子を含み、例えば受光素子アレイを有する。各光検出器は、受光素子として、１又は複数のＰＭＴ（光電子増倍管）及び／又はＡＰＤ及びＭＰＰＣ等のフォトダイオードを含んでよい。当該光検出器は、例えば複数のＰＭＴを一次元方向に配列したＰＭＴアレイを含む。また、検出部６１０２は、ＣＣＤ又はＣＭＯＳなどの撮像素子を含んでもよい。検出部６１０２は、当該撮像素子により、生体粒子の画像（例えば明視野画像、暗視野画像、及び蛍光画像など）を取得しうる。
検出部６１０２は、所定の検出波長の光を、対応する光検出器に到達させる検出光学系を含む。検出光学系は、プリズムや回折格子等の分光部又はダイクロイックミラーや光学フィルタ等の波長分離部を含む。検出光学系は、例えば生体粒子への光照射により生じた光を分光し、当該分光された光が、生体粒子が標識された蛍光色素の数より多い複数の光検出器にて検出されるよう構成される。このような検出光学系を含むフローサイトメータをスペクトル型フローサイトメータと呼ぶ。また、検出光学系は、例えば生体粒子への光照射により生じた光から特定の蛍光色素の蛍光波長域に対応する光を分離し、当該分離された光を、対応する光検出器に検出させるよう構成される。
また、検出部６１０２は、光検出器により得られた電気信号をデジタル信号に変換する信号処理部を含みうる。当該信号処理部が、当該変換を行う装置としてＡ／Ｄ変換器を含んでよい。当該信号処理部による変換により得られたデジタル信号が、情報処理部６１０３に送信されうる。前記デジタル信号が、情報処理部６１０３により、光に関するデータ（以下「光データ」ともいう）として取り扱われうる。前記光データは、例えば蛍光データを含む光データであってよい。より具体的には、前記光データは、光強度データであってよく、当該光強度は、蛍光を含む光の光強度データ（Ａｒｅａ、Ｈｅｉｇｈｔ、Ｗｉｄｔｈ等の特徴量を含んでもよい）であってよい。
（情報処理部）
情報処理部６１０３は、例えば各種データ（例えば光データ）の処理を実行する処理部及び各種データを記憶する記憶部を含む。処理部は、蛍光色素に対応する光データを検出部６１０２より取得した場合、光強度データに対し蛍光漏れ込み補正（コンペンセーション処理）を行いうる。また、処理部は、スペクトル型フローサイトメータの場合、光データに対して蛍光分離処理を実行し、蛍光色素に対応する光強度データを取得する。 前記蛍光分離処理は、例えば特開２０１１－２３２２５９号公報に記載されたアンミキシング方法に従い行われてよい。検出部６１０２が撮像素子を含む場合、処理部は、撮像素子により取得された画像に基づき、生体粒子の形態情報を取得してもよい。記憶部は、取得された光データを格納できるように構成されていてよい。記憶部は、さらに、前記アンミキシング処理において用いられるスペクトラルリファレンスデータを格納できるように構成されていてよい。
情報処理部６１０３は、例えば各種データ（例えば光データ）の処理を実行する処理部及び各種データを記憶する記憶部を含む。処理部は、蛍光色素に対応する光データを検出部６１０２より取得した場合、光強度データに対し蛍光漏れ込み補正（コンペンセーション処理）を行いうる。また、処理部は、スペクトル型フローサイトメータの場合、光データに対して蛍光分離処理を実行し、蛍光色素に対応する光強度データを取得する。 前記蛍光分離処理は、例えば特開２０１１－２３２２５９号公報に記載されたアンミキシング方法に従い行われてよい。検出部６１０２が撮像素子を含む場合、処理部は、撮像素子により取得された画像に基づき、生体粒子の形態情報を取得してもよい。記憶部は、取得された光データを格納できるように構成されていてよい。記憶部は、さらに、前記アンミキシング処理において用いられるスペクトラルリファレンスデータを格納できるように構成されていてよい。
生体試料分析装置６１００が後述の分取部６１０４を含む場合、情報処理部６１０３は、光データ及び／又は形態情報に基づき、生体粒子を分取するかの判定を実行しうる。そして、情報処理部６１０３は、当該判定の結果に基づき当該分取部６１０４を制御し、分取部６１０４による生体粒子の分取が行われうる。
情報処理部６１０３は、各種データ（例えば光データや画像）を出力することができるように構成されていてよい。例えば、情報処理部６１０３は、当該光データに基づき生成された各種データ（例えば二次元プロット、スペクトルプロットなど）を出力しうる。また、情報処理部６１０３は、各種データの入力を受け付けることができるように構成されていてよく、例えばユーザによるプロット上へのゲーティング処理を受け付ける。情報処理部６１０３は、当該出力又は当該入力を実行させるための出力部（例えばディスプレイなど）又は入力部（例えばキーボードなど）を含みうる。
情報処理部６１０３は、汎用のコンピュータとして構成されてよく、例えばＣＰＵ、ＲＡＭ、及びＲＯＭを備えている情報処理装置として構成されてよい。情報処理部６１０３は、光照射部６１０１及び検出部６１０２が備えられている筐体内に含まれていてよく、又は、当該筐体の外にあってもよい。また、情報処理部６１０３による各種処理又は機能は、ネットワークを介して接続されたサーバコンピュータ又はクラウドにより実現されてもよい。
（分取部）
分取部６１０４は、情報処理部６１０３による判定結果に応じて、生体粒子の分取を実行する。分取の方式は、振動により生体粒子を含む液滴を生成し、分取対象の液滴に対して電荷をかけ、当該液滴の進行方向を電極により制御する方式であってよい。分取の方式は、流路構造体内にて生体粒子の進行方向を制御し分取を行う方式であってもよい。当該流路構造体には、例えば、圧力（噴射若しくは吸引）又は電荷による制御機構が設けられる。当該流路構造体の例として、流路Ｃがその下流で回収流路及び廃液流路へと分岐している流路構造を有し、特定の生体粒子が当該回収流路へ回収されるチップ（例えば特開２０２０－７６７３６に記載されたチップ）を挙げることができる。
分取部６１０４は、情報処理部６１０３による判定結果に応じて、生体粒子の分取を実行する。分取の方式は、振動により生体粒子を含む液滴を生成し、分取対象の液滴に対して電荷をかけ、当該液滴の進行方向を電極により制御する方式であってよい。分取の方式は、流路構造体内にて生体粒子の進行方向を制御し分取を行う方式であってもよい。当該流路構造体には、例えば、圧力（噴射若しくは吸引）又は電荷による制御機構が設けられる。当該流路構造体の例として、流路Ｃがその下流で回収流路及び廃液流路へと分岐している流路構造を有し、特定の生体粒子が当該回収流路へ回収されるチップ（例えば特開２０２０－７６７３６に記載されたチップ）を挙げることができる。
〔第１の実施形態の効果〕
以上説明した第１の実施形態によれば、以下の効果を奏する。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、第１の光学系４２は、光源４１から出射された光をチューブＴＢよりも光路前段側の位置に集光する。言い換えれば、チューブＴＢは、第１の光学系４２の焦点位置よりも後段側の位置に配置されている。そして、チューブＴＢは、第１の光学系４２を介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向に直交する面内において当該チューブＴＢを透過した光を平行化する光学素子（シリンドリカルレンズ）として機能する。
このため、チューブＴＢを介した光の多くを検出部４８にて検出することができる。すなわち、検出部４８における検出光量を十分に確保することができ、細胞濃度の測定精度を向上させることができる。
以上説明した第１の実施形態によれば、以下の効果を奏する。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、第１の光学系４２は、光源４１から出射された光をチューブＴＢよりも光路前段側の位置に集光する。言い換えれば、チューブＴＢは、第１の光学系４２の焦点位置よりも後段側の位置に配置されている。そして、チューブＴＢは、第１の光学系４２を介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向に直交する面内において当該チューブＴＢを透過した光を平行化する光学素子（シリンドリカルレンズ）として機能する。
このため、チューブＴＢを介した光の多くを検出部４８にて検出することができる。すなわち、検出部４８における検出光量を十分に確保することができ、細胞濃度の測定精度を向上させることができる。
ところで、検出部４８において、チューブＴＢ（細胞懸濁液Ｌ１）を透過した透過光の他、当該細胞懸濁液Ｌ１において散乱した散乱孔を検出した場合には、吸光度を正しく算出することができない。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、第３のレンズ４４は、チューブＴＢ（細胞懸濁液Ｌ１）を介した平行光を遮光板４５の開口部４５１に集光する。このため、上述した透過光が開口部４５１を通過する一方、上述した散乱光は、遮光板４５にて遮断される。したがって、検出部４８において、上述した透過光のみを検出することができ、吸光度を正しく算出することができる。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、第３のレンズ４４は、チューブＴＢ（細胞懸濁液Ｌ１）を介した平行光を遮光板４５の開口部４５１に集光する。このため、上述した透過光が開口部４５１を通過する一方、上述した散乱光は、遮光板４５にて遮断される。したがって、検出部４８において、上述した透過光のみを検出することができ、吸光度を正しく算出することができる。
ところで、細胞懸濁液Ｌ１における抗体色素としては、４０５ｎｍ前後、４８８ｎｍ前後、５６１ｎｍ前後、及び６３８ｎｍ前後のいずれかの波長帯域（以下、励起波長と記載）の光によって励起して蛍光を発する抗体色素が多い。このため、濃度測定装置４において、光源４１から上述した励起波長の光を発するように構成した場合には、抗体色素が褪色してしまい、生体試料分析装置６１００において上述した励起波長の光が照射されても蛍光を発しない。
ここで、第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。このため、濃度測定装置４で細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を測定している際に、抗体色素が褪色してしまうことがない。
ここで、第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。このため、濃度測定装置４で細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を測定している際に、抗体色素が褪色してしまうことがない。
ところで、細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を測定するにあたって、当該細胞懸濁液Ｌ１に含まれる赤血球は、ノイズ源となり、吸光度を正しく測定することが難しくなる。また、赤血球中の脱酸素化ヘモグロビン及び酸素化ヘモグロビンの吸光係数は、波長が７００ｎｍ以上では、比較的に低いものとなる。
ここで、第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。このため、細胞懸濁液Ｌ１に含まれる赤血球が吸光度に与える影響を低減し、当該吸光度を正しく測定することが可能となる。
ここで、第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、光源４１は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する。このため、細胞懸濁液Ｌ１に含まれる赤血球が吸光度に与える影響を低減し、当該吸光度を正しく測定することが可能となる。
ところで、チューブＴＢを介して細胞懸濁液Ｌ１の光学特性を測定する場合には、当該チューブＴＢの個体差（チューブＴＢの内径や肉厚のバラつき）によって、当該光学特性を正確に測定することが難しい。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、チューブＴＢ内に細胞濃度が０（細胞を含まない）の基準となる基準流体Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶ０とし、同一のチューブＴＢ内に細胞を含む測定対象である細胞懸濁液Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶとして、式（２）に基づいて吸光度を算出する。このため、チューブＴＢの個体差をキャンセルして測定対象である細胞懸濁液Ｌ１の吸光度及び細胞濃度を正確に測定することができる。
第１の実施形態に係る濃度測定装置４では、チューブＴＢ内に細胞濃度が０（細胞を含まない）の基準となる基準流体Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶ０とし、同一のチューブＴＢ内に細胞を含む測定対象である細胞懸濁液Ｌ１を入れて測定した際に検出部４８にて検出された電圧をＶとして、式（２）に基づいて吸光度を算出する。このため、チューブＴＢの個体差をキャンセルして測定対象である細胞懸濁液Ｌ１の吸光度及び細胞濃度を正確に測定することができる。
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。
以下では、上述した第１の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図８は、本開示の第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａの構成を示す図である。
第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａでは、図８に示すように、上述した第１の実施形態で説明した測定装置本体４に対して、第６のレンズ４９が追加されている。
次に、第２の実施形態について説明する。
以下では、上述した第１の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図８は、本開示の第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａの構成を示す図である。
第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａでは、図８に示すように、上述した第１の実施形態で説明した測定装置本体４に対して、第６のレンズ４９が追加されている。
図９は、第６のレンズ４９を示す図である。
第６のレンズ４９は、図８に示すように、チューブホルダ４３と第３のレンズ４４との間に配置されている。この第６のレンズ４９は、本開示に係る第２の光学系に相当する。すなわち、第６のレンズ４９は、チューブＴＢを介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向を含む面内において当該チューブＴＢを介した光を平行化する光学素子（シリンドリカルレンズ）として機能する。
第６のレンズ４９は、図８に示すように、チューブホルダ４３と第３のレンズ４４との間に配置されている。この第６のレンズ４９は、本開示に係る第２の光学系に相当する。すなわち、第６のレンズ４９は、チューブＴＢを介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向を含む面内において当該チューブＴＢを介した光を平行化する光学素子（シリンドリカルレンズ）として機能する。
〔第２の実施形態の効果〕
第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａでは、チューブＴＢを介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向を含む面内において当該チューブＴＢを介した光を平行化する第６のレンズ４９を備える。
このため、シリンドリカルレンズとしてそれぞれ機能するチューブＴＢ及び第６のレンズ４９を併用することにより、当該チューブＴＢを介した光のより多くを検出部４８にて検出することができる。すなわち、検出部４８における検出光量をさらに良好に確保することができ、細胞濃度の測定精度をさらに向上させることができる。
第２の実施形態に係る測定装置本体４Ａでは、チューブＴＢを介した光のうち、当該チューブＴＢの長手方向を含む面内において当該チューブＴＢを介した光を平行化する第６のレンズ４９を備える。
このため、シリンドリカルレンズとしてそれぞれ機能するチューブＴＢ及び第６のレンズ４９を併用することにより、当該チューブＴＢを介した光のより多くを検出部４８にて検出することができる。すなわち、検出部４８における検出光量をさらに良好に確保することができ、細胞濃度の測定精度をさらに向上させることができる。
（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。
以下では、上述した第１の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図１０は、本開示の第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂの構成を示す図である。
第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂでは、図１０に示すように、上述した第１の実施形態で説明した測定装置本体４に対して、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。そして、遮光板４５は、検出部４８に対して当接した状態で配置されている。
次に、第３の実施形態について説明する。
以下では、上述した第１の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図１０は、本開示の第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂの構成を示す図である。
第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂでは、図１０に示すように、上述した第１の実施形態で説明した測定装置本体４に対して、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。そして、遮光板４５は、検出部４８に対して当接した状態で配置されている。
〔第３の実施形態の効果〕
第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂでは、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。このため、測定装置本体４Ｂの構成を簡素化することができる。
第３の実施形態に係る測定装置本体４Ｂでは、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。このため、測定装置本体４Ｂの構成を簡素化することができる。
（第４の実施形態）
次に、第４の実施形態について説明する。
以下では、上述した第２の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図１１は、本開示の第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃの構成を示す図である。
第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃでは、図１１に示すように、上述した第２の実施形態で説明した測定装置本体４Ａに対して、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。そして、遮光板４５は、検出部４８に対して当接した状態で配置されている。
次に、第４の実施形態について説明する。
以下では、上述した第２の実施形態と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
図１１は、本開示の第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃの構成を示す図である。
第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃでは、図１１に示すように、上述した第２の実施形態で説明した測定装置本体４Ａに対して、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。そして、遮光板４５は、検出部４８に対して当接した状態で配置されている。
〔第４の実施形態の効果〕
第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃでは、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。このため、測定装置本体４Ｃの構成を簡素化することができる。
第４の実施形態に係る測定装置本体４Ｃでは、第４，第５のレンズ４６，４７が省略されている。このため、測定装置本体４Ｃの構成を簡素化することができる。
（その他の実施形態）
ここまで、本開示を実施するための形態を説明してきたが、本開示は上述した第１～第４の実施形態によってのみ限定されるべきものではない。
上述した第１～第４の実施形態では、濃度調整装置１として、無菌的に細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を調整する構成を採用していたが、これに限らず、無菌的ではなく当該細胞濃度を調整する構成としても構わない。また、濃度調整装置１の構成は、あくまでも一例であり、その他の構成を採用しても構わない。
ここまで、本開示を実施するための形態を説明してきたが、本開示は上述した第１～第４の実施形態によってのみ限定されるべきものではない。
上述した第１～第４の実施形態では、濃度調整装置１として、無菌的に細胞懸濁液Ｌ１における細胞濃度を調整する構成を採用していたが、これに限らず、無菌的ではなく当該細胞濃度を調整する構成としても構わない。また、濃度調整装置１の構成は、あくまでも一例であり、その他の構成を採用しても構わない。
（ハードウエア構成）
上述してきた実施形態及びその変形例並びに応用例に係る制御装置６は、例えば図１２に示すような構成のコンピュータ１０００によって実現され得る。図１２は、制御装置６の機能を実現するコンピュータ１０００の一例を示すハードウエア構成図である。コンピュータ１０００は、ＣＰＵ１１００、ＲＡＭ１２００、ＲＯＭ（Read Only Memory）１３００、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）１４００、通信インタフェース１５００、及び入出力インタフェース１６００を有する。コンピュータ１０００の各部は、バス１０５０によって接続される。
上述してきた実施形態及びその変形例並びに応用例に係る制御装置６は、例えば図１２に示すような構成のコンピュータ１０００によって実現され得る。図１２は、制御装置６の機能を実現するコンピュータ１０００の一例を示すハードウエア構成図である。コンピュータ１０００は、ＣＰＵ１１００、ＲＡＭ１２００、ＲＯＭ（Read Only Memory）１３００、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）１４００、通信インタフェース１５００、及び入出力インタフェース１６００を有する。コンピュータ１０００の各部は、バス１０５０によって接続される。
ＣＰＵ１１００は、ＲＯＭ１３００又はＨＤＤ１４００に格納されたプログラムに基づいて動作し、各部の制御を行う。例えば、ＣＰＵ１１００は、ＲＯＭ１３００又はＨＤＤ１４００に格納されたプログラムをＲＡＭ１２００に展開し、各種プログラムに対応した処理を実行する。
ＲＯＭ１３００は、コンピュータ１０００の起動時にＣＰＵ１１００によって実行されるＢＩＯＳ（Basic Input Output System）等のブートプログラムや、コンピュータ１０００のハードウエアに依存するプログラム等を格納する。
ＨＤＤ１４００は、ＣＰＵ１１００によって実行されるプログラム、及び、かかるプログラムによって使用されるデータ等を非一時的に記録する、コンピュータが読み取り可能な記録媒体である。具体的には、ＨＤＤ１４００は、プログラムデータ１４５０の一例である本開示に係る各動作を実行するためのプログラムを記録する記録媒体である。
通信インタフェース１５００は、コンピュータ１０００が外部ネットワーク１５５０（例えばインターネット）と接続するためのインタフェースである。例えば、ＣＰＵ１１００は、通信インタフェース１５００を介して、他の機器からデータを受信したり、ＣＰＵ１１００が生成したデータを他の機器へ送信したりする。
入出力インタフェース１６００は、入出力デバイス１６５０とコンピュータ１０００とを接続するためのインタフェースである。例えば、ＣＰＵ１１００は、入出力インタフェース１６００を介して、キーボードやマウス等の入力デバイスからデータを受信する。また、ＣＰＵ１１００は、入出力インタフェース１６００を介して、ディスプレイやスピーカやプリンタ等の出力デバイスにデータを送信する。また、入出力インタフェース１６００は、所定の記録媒体（メディア）に記録されたプログラム等を読み取るメディアインタフェースとして機能してもよい。メディアとは、例えばＤＶＤ（Digital Versatile Disc）、ＰＤ（Phase change rewritable Disk）等の光学記録媒体、ＭＯ（Magneto-Optical disk）等の光磁気記録媒体、テープ媒体、磁気記録媒体、または半導体メモリ等である。
例えば、コンピュータ１０００が上述の実施形態に係る制御装置６として機能する場合、コンピュータ１０００のＣＰＵ１１００は、ＲＡＭ１２００上にロードされたプログラムを実行することにより、制御装置６の機能を実現する。また、ＨＤＤ１４００には、本開示に係るプログラム等が格納される。なお、ＣＰＵ１１００は、プログラムデータ１４５０をＨＤＤ１４００から読み取って実行するが、他の例として、外部ネットワーク１５５０を介して、他の装置からこれらのプログラムを取得してもよい。
なお、生体試料分析装置６１００を構成する情報処理部６１０３についても、上述したコンピュータ１０００と同様のハードウエア構成によって実現され得る。
また、本明細書に記載された効果は、あくまで説明的または例示的なものであって限定的ではない。つまり、本開示に係る技術は、上記の効果とともに、または上記の効果に代えて、本明細書の記載から当業者には明らかな他の効果を奏しうる。
なお、以下のような構成も本開示の技術的範囲に属する。
（１）
光を出射する光源と、
前記光源から出射した光の光路上に設けられ、前記光源から出射された光を集光する第１の光学系と、
前記光路上における前記第１の光学系の焦点位置よりも後段側の位置に配置され、内部に流体が流通している状態で側面に入射した前記光を平行化する光透過性の筒体と、
前記筒体を介した光を検出する検出部と、
を備える濃度測定装置。
（２）
前記筒体は、円筒状の形状を有し、前記筒体の長手方向に直交する面内において前記筒体を介した光を平行化する前記（１）に記載の濃度測定装置。
（３）
前記筒体と前記検出部との間に設けられ、前記筒体の長手方向を含む面内において前記筒体を介した光を平行化する第２の光学系をさらに備える前記（１）または（２）に記載の濃度測定装置。
（４）
前記筒体と前記検出部との間に設けられ、表裏を貫通した開口部を有する遮光板と、
前記筒体と前記遮光板との間に設けられ、前記筒体を介した光を前記開口部に集光する第３の光学系と、
をさらに備える前記（１）～（３）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（５）
前記遮光板は、前記検出部の光路前段側に当接した状態で配置されている前記（４）に記載の濃度測定装置。
（６）
前記流体は、生体粒子を含む流体である前記（１）～（５）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（７）
前記流体は、抗体色素により染色が施された細胞懸濁液である前記（６）に記載の濃度測定装置。
（８）
前記光源は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する前記（１）～（７）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（９）
ランベルト－ベールの法則により、前記流体の吸光度から前記流体の濃度を算出する制御部をさらに備え、
前記制御部は、前記筒体内に濃度が０の基準となる基準流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果と、前記筒体内に測定対象となる前記流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果とから前記吸光度を算出する前記（１）～（８）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（１）
光を出射する光源と、
前記光源から出射した光の光路上に設けられ、前記光源から出射された光を集光する第１の光学系と、
前記光路上における前記第１の光学系の焦点位置よりも後段側の位置に配置され、内部に流体が流通している状態で側面に入射した前記光を平行化する光透過性の筒体と、
前記筒体を介した光を検出する検出部と、
を備える濃度測定装置。
（２）
前記筒体は、円筒状の形状を有し、前記筒体の長手方向に直交する面内において前記筒体を介した光を平行化する前記（１）に記載の濃度測定装置。
（３）
前記筒体と前記検出部との間に設けられ、前記筒体の長手方向を含む面内において前記筒体を介した光を平行化する第２の光学系をさらに備える前記（１）または（２）に記載の濃度測定装置。
（４）
前記筒体と前記検出部との間に設けられ、表裏を貫通した開口部を有する遮光板と、
前記筒体と前記遮光板との間に設けられ、前記筒体を介した光を前記開口部に集光する第３の光学系と、
をさらに備える前記（１）～（３）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（５）
前記遮光板は、前記検出部の光路前段側に当接した状態で配置されている前記（４）に記載の濃度測定装置。
（６）
前記流体は、生体粒子を含む流体である前記（１）～（５）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（７）
前記流体は、抗体色素により染色が施された細胞懸濁液である前記（６）に記載の濃度測定装置。
（８）
前記光源は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する前記（１）～（７）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
（９）
ランベルト－ベールの法則により、前記流体の吸光度から前記流体の濃度を算出する制御部をさらに備え、
前記制御部は、前記筒体内に濃度が０の基準となる基準流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果と、前記筒体内に測定対象となる前記流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果とから前記吸光度を算出する前記（１）～（８）のいずれか１つに記載の濃度測定装置。
１ 濃度調整装置
２ 細胞懸濁液容器
３ 中空糸モジュール
４，４Ａ～４Ｃ 測定装置本体
５ 廃液容器
６ 制御装置
３１ 中空糸膜
３２ 外筒
４１ 光源
４２ 第１の光学系
４３ チューブホルダ
４４ 第３のレンズ
４５ 遮光板
４６ 第４のレンズ
４７ 第５のレンズ
４８ 検出部
４９ 第６のレンズ
７１～７５ 配管
１００ 濃度測定装置
４２１ 第１のレンズ
４２２ 第２のレンズ
４３１ チューブ用溝部
４３２ 貫通孔
４３３，４３４ 凹部
４５１ 開口部
１０００ コンピュータ
１０５０ バス
１１００ ＣＰＵ
１２００ ＲＡＭ
１３００ ＲＯＭ
１４００ ＨＤＤ
１４５０ プログラムデータ
１５００ 通信インタフェース
１５５０ 外部ネットワーク
１６００ 入出力インタフェース
１６５０ 入出力デバイス
６１００ 生体試料分析装置
６１０１ 光照射部
６１０２ 検出部
６１０３ 情報処理部
６１０４ 分取部
Ｃ 流路
Ｌ１ 細胞懸濁液
Ｌ２ 廃液
Ｐ 生体粒子
ＰＯ１～ＰＯ３ ポンプ
Ｓ 生体試料
ＴＢ チューブ
Ｖ１～Ｖ３ バルブ
２ 細胞懸濁液容器
３ 中空糸モジュール
４，４Ａ～４Ｃ 測定装置本体
５ 廃液容器
６ 制御装置
３１ 中空糸膜
３２ 外筒
４１ 光源
４２ 第１の光学系
４３ チューブホルダ
４４ 第３のレンズ
４５ 遮光板
４６ 第４のレンズ
４７ 第５のレンズ
４８ 検出部
４９ 第６のレンズ
７１～７５ 配管
１００ 濃度測定装置
４２１ 第１のレンズ
４２２ 第２のレンズ
４３１ チューブ用溝部
４３２ 貫通孔
４３３，４３４ 凹部
４５１ 開口部
１０００ コンピュータ
１０５０ バス
１１００ ＣＰＵ
１２００ ＲＡＭ
１３００ ＲＯＭ
１４００ ＨＤＤ
１４５０ プログラムデータ
１５００ 通信インタフェース
１５５０ 外部ネットワーク
１６００ 入出力インタフェース
１６５０ 入出力デバイス
６１００ 生体試料分析装置
６１０１ 光照射部
６１０２ 検出部
６１０３ 情報処理部
６１０４ 分取部
Ｃ 流路
Ｌ１ 細胞懸濁液
Ｌ２ 廃液
Ｐ 生体粒子
ＰＯ１～ＰＯ３ ポンプ
Ｓ 生体試料
ＴＢ チューブ
Ｖ１～Ｖ３ バルブ
Claims (9)
- 光を出射する光源と、
前記光源から出射した光の光路上に設けられ、前記光源から出射された光を集光する第１の光学系と、
前記光路上における前記第１の光学系の焦点位置よりも後段側の位置に配置され、内部に流体が流通している状態で側面に入射した前記光を平行化する光透過性の筒体と、
前記筒体を介した光を検出する検出部と、
を備える濃度測定装置。 - 前記筒体は、円筒状の形状を有し、前記筒体の長手方向に直交する面内において前記筒体を介した光を平行化する請求項１に記載の濃度測定装置。
- 前記筒体と前記検出部との間に設けられ、前記筒体の長手方向を含む面内において前記筒体を介した光を平行化する第２の光学系をさらに備える請求項１に記載の濃度測定装置。
- 前記筒体と前記検出部との間に設けられ、表裏を貫通した開口部を有する遮光板と、
前記筒体と前記遮光板との間に設けられ、前記筒体を介した光を前記開口部に集光する第３の光学系と、
をさらに備える請求項１に記載の濃度測定装置。 - 前記遮光板は、前記検出部の光路前段側に当接した状態で配置されている請求項４に記載の濃度測定装置。
- 前記流体は、生体粒子を含む流体である請求項１に記載の濃度測定装置。
- 前記流体は、抗体色素により染色が施された細胞懸濁液である請求項６に記載の濃度測定装置。
- 前記光源は、７００ｎｍ以上の波長帯域の光を出射する請求項１に記載の濃度測定装置。
- ランベルト－ベールの法則により、前記流体の吸光度から前記流体の濃度を算出する制御部をさらに備え、
前記制御部は、前記筒体内に濃度が０の基準となる基準流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果と、前記筒体内に測定対象となる前記流体が流通している状態で前記筒体を介した光を前記検出部が検出した検出結果とから前記吸光度を算出する請求項１に記載の濃度測定装置。
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|---|---|---|---|
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|---|---|
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|---|---|---|---|
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| US10620105B2 (en) * | 2004-03-06 | 2020-04-14 | Michael Trainer | Methods and apparatus for determining characteristics of particles from scattered light |
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| CN112067581B (zh) * | 2020-07-01 | 2024-09-27 | 南京沃唐光电科技有限公司 | 一种用于气体浓度检测的单孔长光程池 |
| US20220252468A1 (en) * | 2021-02-09 | 2022-08-11 | Northeastern University | Differential Scanning Micro-Calorimeter Using an Ultra-Sensitive Photonic Sensor |
-
2022
- 2022-02-08 JP JP2023531369A patent/JP7786459B2/ja active Active
- 2022-02-08 CN CN202280044485.7A patent/CN117546006A/zh not_active Withdrawn
- 2022-02-08 US US18/572,800 patent/US12613182B2/en active Active
- 2022-02-08 WO PCT/JP2022/004787 patent/WO2023276230A1/ja not_active Ceased
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| US20190301929A1 (en) | 2018-03-30 | 2019-10-03 | InnoSpectra Corporation | Transmissive sampling module and transmissive spectrometer |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPWO2023276230A1 (ja) | 2023-01-05 |
| WO2023276230A1 (ja) | 2023-01-05 |
| US12613182B2 (en) | 2026-04-28 |
| US20240337587A1 (en) | 2024-10-10 |
| CN117546006A (zh) | 2024-02-09 |
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