JP5543512B2

JP5543512B2 - Sample analyzer and sample analysis method

Info

Publication number: JP5543512B2
Application number: JP2012052393A
Authority: JP
Inventors: 邦男植野
Original assignee: Sysmex Corp
Current assignee: Sysmex Corp
Priority date: 2012-03-09
Filing date: 2012-03-09
Publication date: 2014-07-09
Anticipated expiration: 2027-08-27
Also published as: JP2012108161A

Description

本発明は、血液などの生体試料の成分を測定する試料分析装置及び試料分析方法に関する。 The present invention relates to a sample analyzer and a sample analysis method for measuring components of a biological sample such as blood.

レーザダイオードを用いたフローサイトメトリー方式により、例えば血液中の血小板の大きさを測定する試料分析装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。このような分析装置においては、精度の良い測定を行うために、レーザダイオードにはノイズの少ないことが要求される。
ところで、レーザダイオードは、連続的に発光させるとシングルモード発振の状態（単一の波長で発振する状態）になる。しかしながら、レーザダイオードに供給される電流の大きさの変化や、レーザダイオードの温度変化によって、レーザダイオードの発振波長は、シングルモード発振中に他の波長に変化（以下、「モードホップ」ともいう）することがある。そして、モードホップが発生すると、レーザダイオードから出力される光量に変化が生じ、このような光量変化がノイズとして検出される（例えば、特許文献２，３参照）。このノイズは、微小な粒子を測定する場合に検出される検出信号と見分けがつきにくい。そのため、精度の良い測定を行うためには、モードホップによるノイズの発生を抑える必要がある。
そこで、上述の特許文献２および３に記載の技術においては、レーザダイオードをシングルモード発振の状態に落ち着かせないように、ベースとなる直流電流に高周波変調をかけた駆動電流をレーザダイオードに与えることにより、レーザダイオードをマルチモード発振の状態（複数の波長で発振する状態）に維持する手法が用いられている。この手法を用いた場合には、高周波電流の振幅を手動で調整することにより、高周波変調のかかった駆動電流の下限値（正弦波波形の谷の部分）を、レーザダイオードのレーザ光出力の閾値電流値より下回らせることができる。これにより、レーザダイオードにレーザ光出力のオン・オフを繰り返させることができ、レーザダイオードをマルチモード発振の状態に維持することができる。 A sample analyzer that measures, for example, the size of platelets in blood by a flow cytometry method using a laser diode is known (see, for example, Patent Document 1). In such an analyzer, the laser diode is required to have low noise in order to perform accurate measurement.
By the way, when the laser diode emits light continuously, it enters a single mode oscillation state (a state that oscillates at a single wavelength). However, the oscillation wavelength of the laser diode changes to another wavelength during single mode oscillation due to a change in the magnitude of the current supplied to the laser diode or a change in the temperature of the laser diode (hereinafter also referred to as “mode hop”). There are things to do. When a mode hop occurs, the amount of light output from the laser diode changes, and such a change in the amount of light is detected as noise (see, for example, Patent Documents 2 and 3). This noise is difficult to distinguish from the detection signal detected when measuring fine particles. Therefore, in order to perform accurate measurement, it is necessary to suppress the generation of noise due to mode hops.
Therefore, in the techniques described in Patent Documents 2 and 3, the laser diode is supplied with a drive current obtained by applying high-frequency modulation to the base direct current so that the laser diode does not settle into a single mode oscillation state. Therefore, a technique for maintaining the laser diode in a multimode oscillation state (a state in which oscillation is performed at a plurality of wavelengths) is used. When this method is used, by manually adjusting the amplitude of the high-frequency current, the lower limit value of the drive current subjected to high-frequency modulation (the valley portion of the sine wave waveform) is set to the laser light output threshold of the laser diode. It can be made lower than the current value. Thereby, the laser diode can be repeatedly turned on and off, and the laser diode can be maintained in a multimode oscillation state.

特開２０００−２７５１６３号公報JP 2000-275163 A 特開平９−１７８６４５号公報JP-A-9-178645 特開平９−２４６６４０号公報JP-A-9-246640

しかしながら、上述した特許文献２および３に記載の技術においては、レーザダイオードが経時的に劣化してくると、マルチモード発振の状態を維持できずにモードホップノイズが発生する場合がある。 However, in the techniques described in Patent Documents 2 and 3 described above, when the laser diode deteriorates with time, the multi-mode oscillation state may not be maintained and mode hop noise may occur.

かかる問題点に鑑み、本発明は、レーザダイオードを自動的に安定してマルチモード発振させることができる試料分析装置及び試料分析方法を提供することを目的とする。 In view of such a problem, an object of the present invention is to provide a sample analysis apparatus and a sample analysis method capable of automatically and stably oscillating a multimode oscillation of a laser diode.

本発明の試料分析装置は、生体試料中の成分を測定する試料分析装置であって、試薬と生体試料とから測定試料を調製する試料調製部と、前記試料調製部により調製された測定試料を含む試料流を形成するフローセルと、前記試料流に対してレーザ光を照射するレーザダイオードと、レーザ光が照射された試料流から生じる光を受光して電気信号に変換する受光部と、前記受光部から出力された電気信号を処理して生体試料中の成分を分析する分析部と、前記成分に対応した測定モードを受け付ける入力部と、前記入力部により受け付けた測定モードに応じて、前記レーザダイオードから照射されるレーザ光の発光量を設定する制御部と、前記レーザダイオードの発光量を検出する光量検出部と、前記光量検出部により検出された発光量に基づき、前記レーザダイオードの発光量が、前記制御部により設定された発光量に保たれるように、前記レーザダイオードに供給する直流電流を出力する直流駆動回路と、前記直流駆動回路から出力される直流電流に高周波成分を重畳させる高周波重畳回路と、前記レーザダイオードがマルチモード発振するよう、前記直流駆動回路から出力された直流電流の大きさに応じて、前記高周波重畳回路から出力される高周波の振幅を制御する高周波制御部と、を備えたものである。
上記の試料分析装置では、直流駆動回路から出力された直流電流に応じて高周波の振幅が制御され、レーザダイオードを、マルチモード発振の状態とすることができる。従ってこのような試料分析装置は、レーザダイオードを自動的に安定してマルチモード発振の状態とすることができる。また、試料の測定モードに応じてレーザダイオードの発光量を変化させた場合にも、自動的に安定してレーザダイオードをマルチモード発振させることができる。 The sample analyzer of the present invention is a sample analyzer for measuring components in a biological sample, and comprises a sample preparation unit for preparing a measurement sample from a reagent and a biological sample, and a measurement sample prepared by the sample preparation unit. a flow cell for forming a sample stream including a laser diode for irradiating a laser beam for the sample stream, and a light receiving section for converting into an electric signal by receiving light generated from the sample stream irradiated with the laser beam, the light receiving An analysis unit that processes an electrical signal output from the unit to analyze a component in the biological sample, an input unit that receives a measurement mode corresponding to the component, and the laser according to the measurement mode received by the input unit a control unit for setting the light emission amount of the laser light emitted from the diode, and a light amount detector for detecting the light emission amount of the laser diode, based on the light emission amount detected by the light amount detector Come, light emission amount of the laser diode, so as to keep the light emission amount set by the control unit, a direct current drive circuit which outputs a direct current supplied to the laser diode, is output from the dc driving circuit A high frequency superimposing circuit that superimposes a high frequency component on a direct current, and a high frequency output from the high frequency superimposing circuit according to the magnitude of the direct current output from the direct current drive circuit so that the laser diode oscillates in multimode. And a high-frequency control unit that controls the amplitude.
In the sample analyzer, the amplitude of the high frequency is controlled according to the direct current output from the direct current drive circuit, and the laser diode can be brought into a multimode oscillation state. Therefore, such a sample analyzer can automatically and stably bring the laser diode into a multimode oscillation state. Further, even when the light emission amount of the laser diode is changed according to the measurement mode of the sample, the laser diode can be automatically and stably oscillated in multimode.

また、上記試料分析装置において、高周波制御手段は、レーザダイオードがレーザ光出力のオン・オフを交互に繰り返すよう、高周波重畳回路を制御すればよい。
この場合、オン・オフの繰り返しによりシングルモードへの移行を防止し、マルチモード発振の状態を維持することができる。 In the sample analyzer, the high-frequency control means may control the high-frequency superposition circuit so that the laser diode alternately turns on and off the laser light output.
In this case, the transition to the single mode can be prevented by repeating ON / OFF, and the multimode oscillation state can be maintained.

また、上記試料分析装置において、高周波制御手段は、レーザダイオードをマルチモード発振させるとともにレーザダイオードの最大定格以下の電流がレーザダイオードに対して供給されるよう、高周波重畳回路を制御することが好ましい。
この場合、最大定格を超える電流を与えてレーザダイオードの寿命が短くなることを、防止することができる。 In the sample analyzer, the high-frequency control means preferably controls the high-frequency superposition circuit so that the laser diode oscillates in multimode and a current equal to or less than the maximum rating of the laser diode is supplied to the laser diode.
In this case, it is possible to prevent the life of the laser diode from being shortened by applying a current exceeding the maximum rating.

また、上記試料分析装置において、高周波制御手段は、高周波成分を重畳せずに直流駆動回路に直流電流を出力させる初期駆動制御を実行し、その後、直流駆動回路から出力される直流電流に高周波成分を重畳させてレーザダイオードをマルチモード発振させるマルチモード発振制御を実行し、高周波制御手段は、初期駆動制御を実行している間に直流駆動回路から出力された直流電流の電流値に基づいて基準電流値を決定し、マルチモード発振制御を実行している間に直流駆動回路から出力される直流電流の電流値が前記基準電流値に近づくように、高周波重畳回路を制御すればよい。
この場合、基準電流値に近づける簡易な制御で、初期の直流電流に応じて、マルチモード発振の状態とすることができる。 In the sample analyzer, the high frequency control means executes initial drive control for outputting a direct current to the direct current drive circuit without superimposing the high frequency component, and thereafter, the high frequency component is added to the direct current output from the direct current drive circuit. The multi-frequency oscillation control is performed so that the laser diode is oscillated in a multi-mode by superimposing and the high-frequency control means performs a reference based on the current value of the direct current output from the direct current drive circuit during the initial drive control. The high frequency superposition circuit may be controlled such that the current value is determined and the current value of the direct current output from the direct current drive circuit approaches the reference current value while the multimode oscillation control is executed.
In this case, it is possible to enter a multimode oscillation state in accordance with the initial direct current by simple control that approaches the reference current value.

また、上記試料分析装置において、高周波制御手段は、マルチモード発振制御を実行している間に直流駆動回路から出力される直流電流の電流値が、初期駆動制御を実行している間に直流駆動回路から出力された直流電流の電流値と所定の関係を有するように、高周波重畳回路を制御すればよい。 In the sample analyzer, the high-frequency control means is configured to drive the direct current while the current value of the direct current output from the direct current drive circuit is executing the initial drive control while the multimode oscillation control is being performed. What is necessary is just to control a high frequency superposition circuit so that it may have a predetermined relationship with the electric current value of the direct current output from the circuit.

また、上記試料分析装置において、例えば試料は血液試料である。 In the sample analyzer, for example, the sample is a blood sample.

また、本発明の試料分析方法は、高周波成分を重畳した電流を用いてレーザダイオードからレーザ光を照射させて生体試料から生じる光学的情報を検出し、検出した光学的情報を処理して生体試料中の成分を分析する試料分析方法であって、前記成分に応じた測定モードの入力を受け付けるステップと、試薬と生体試料とから測定試料を調製するステップと、調製された測定試料を含む試料流をフローセルに形成するステップと、前記測定モードに応じて、前記レーザダイオードから前記試料流に対して照射されるレーザ光の発光量を設定するステップと、前記レーザダイオードから照射されたレーザ光の光量をモニタし、前記レーザダイオードの発光量が前記設定された発光量に保たれるように、前記レーザダイオードに供給する直流電流の大きさを制御するステップと、前記レーザダイオードがマルチモード発振するよう、前記レーザダイオードに供給された直流電流の大きさに応じて、直流電流に重畳される高周波の振幅を自動的に制御するステップと、を備えるものである。
上記の試料分析方法では、直流電流制御ステップで出力された直流電流に応じて、高周波制御ステップで高周波の振幅が制御され、レーザダイオードを、マルチモード発振の状態とすることができる。従ってこのような試料分析装置は、レーザダイオードを自動的に安定してマルチモード発振の状態とすることができる。また、試料の測定モードに応じてレーザダイオードの発光量を変化させた場合にも、自動的に安定してレーザダイオードをマルチモード発振させることができる。
Further, the sample analysis method of the present invention detects optical information generated from a biological sample by irradiating laser light from a laser diode using a current superimposed with a high frequency component, and processes the detected optical information to process the biological sample. A sample analysis method for analyzing components therein, the step of receiving an input of a measurement mode according to the component, the step of preparing a measurement sample from a reagent and a biological sample, and a sample flow including the prepared measurement sample Forming in the flow cell, setting a light emission amount of the laser light emitted from the laser diode to the sample flow according to the measurement mode, and a light amount of the laser light emitted from the laser diode DC current supplied to the laser diode so that the light emission amount of the laser diode is maintained at the set light emission amount. And controlling the magnitude, so that the laser diode is a multi-mode oscillation, the step of the laser diode in accordance with the magnitude of the supplied DC current, to automatically control the amplitude of the high-frequency superimposed on a direct current Are provided.
In the sample analysis method, the amplitude of the high frequency is controlled in the high frequency control step in accordance with the direct current output in the direct current control step, and the laser diode can be brought into a multimode oscillation state. Therefore, such a sample analyzer can automatically and stably bring the laser diode into a multimode oscillation state. Further, even when the light emission amount of the laser diode is changed according to the measurement mode of the sample, the laser diode can be automatically and stably oscillated in multimode.

本発明の試料分析装置又は試料分析方法によれば、レーザダイオードを自動的に安定してマルチモード発振の状態とすることができる。 According to the sample analyzer or the sample analysis method of the present invention, the laser diode can be automatically and stably brought into a multimode oscillation state.

《試料分析装置の全体構成》
図１は、本発明の一実施形態に係る試料分析装置の全体的な外観を示した斜視図である。図２〜図６は、図１に示した試料分析装置の構成要素を説明するための図である。まず、図１を参照して、本発明の一実施形態に係る試料分析装置１の全体構成について説明する。なお、この試料分析装置１は、血液検査を行うための多項目自動血球分析装置として構成されているが、以下の説明では、血液中の白血球、網状赤血球及び血小板の測定に関してのみ説明する。 << Overall configuration of sample analyzer >>
FIG. 1 is a perspective view showing the overall appearance of a sample analyzer according to an embodiment of the present invention. 2-6 is a figure for demonstrating the component of the sample analyzer shown in FIG. First, an overall configuration of a sample analyzer 1 according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The sample analyzer 1 is configured as a multi-item automatic blood cell analyzer for performing a blood test. In the following description, only the measurement of white blood cells, reticulocytes and platelets in blood will be described.

試料分析装置１は、図１に示すように、生体試料である血液の測定を行う機能を有する測定部２と、測定部２から出力された測定データを分析して分析結果を得る分析手段としてのデータ処理部３とにより構成されている。測定部２は、フローサイトメトリー法により、血液中の白血球、網状赤血球及び血小板の測定を行うように構成されている。なお、フローサイトメトリー法とは、測定試料を含む試料流を形成するとともに、その試料流にレーザ光を照射することによって、測定試料中の粒子（血球）が発する前方散乱光、側方散乱光及び側方蛍光を検出する粒子（血球）の測定方法である。 As shown in FIG. 1, the sample analyzer 1 is a measuring unit 2 having a function of measuring blood, which is a biological sample, and an analysis unit that analyzes measurement data output from the measuring unit 2 and obtains an analysis result. And the data processing unit 3. The measurement unit 2 is configured to measure white blood cells, reticulocytes, and platelets in blood by flow cytometry. The flow cytometry method forms a sample flow including a measurement sample and irradiates the sample flow with a laser beam, whereby forward scattered light and side scattered light emitted from particles (blood cells) in the measurement sample. And a method of measuring particles (blood cells) for detecting side fluorescence.

《測定部》
測定部２は、図２に示すように、装置機構部４と、測定試料の測定を行う検出部５と、検出部５の出力に対するアナログ処理部６と、表示・操作部７と、測定部２を制御するためのマイクロコンピュータ部８とを備えている。 <Measurement section>
As shown in FIG. 2, the measurement unit 2 includes an apparatus mechanism unit 4, a detection unit 5 that measures a measurement sample, an analog processing unit 6 for the output of the detection unit 5, a display / operation unit 7, and a measurement unit. 2 and a microcomputer section 8 for controlling 2.

マイクロコンピュータ部８は、図２に示すように、制御用プロセッサ及び制御用プロセッサを動作させるためのメモリを有する制御部８１と、アナログ処理部６から出力された信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部８２と、Ａ／Ｄ変換部８２から出力されたデジタル信号に所定の処理を行うための演算部８３とを含んでいる。制御部８１は、バス８４ａ及びインターフェース８５ａを介して装置機構部４及び検出部５を制御する機能を有する。また、制御部８１は、バス８４ａ及びインターフェース８５ｂを介して表示・操作部７と接続されるとともに、バス８４ｂ及びインターフェース８５ｃを介してデータ処理部３と接続されている。また、演算部８３は、演算結果をインターフェース８５ｄ及びバス８４ａを介して制御部８１に出力する機能を有する。また、制御部８１は、演算結果（測定データ）をデータ処理部３に送信する機能を有する。 As shown in FIG. 2, the microcomputer unit 8 includes a control unit 81 having a control processor and a memory for operating the control processor, and an A / A for converting a signal output from the analog processing unit 6 into a digital signal. A D conversion unit 82 and a calculation unit 83 for performing predetermined processing on the digital signal output from the A / D conversion unit 82 are included. The control unit 81 has a function of controlling the device mechanism unit 4 and the detection unit 5 via the bus 84a and the interface 85a. The control unit 81 is connected to the display / operation unit 7 through the bus 84a and the interface 85b, and is connected to the data processing unit 3 through the bus 84b and the interface 85c. The calculation unit 83 has a function of outputting the calculation result to the control unit 81 via the interface 85d and the bus 84a. The control unit 81 has a function of transmitting the calculation result (measurement data) to the data processing unit 3.

また、装置機構部４には、試薬と血液とから測定試料を調製する試料調製部４１が設けられている。試料調製部４１は、白血球測定用試料と、網状赤血球測定用試料と、血小板測定用試料とを調製するために設けられている。試料調製部４１は、図３に示すように、血液が所定量充填されている採血管４１ａと、血液が吸引されるサンプリングバルブ４１ｂと、反応チャンバ４１ｃとを含んでいる。採血管４１ａは、取り替え可能であり、血液の交換を行うことが可能であるように構成されている。また、サンプリングバルブ４１ｂは、吸引ピペット（図示せず。）により吸引された採血管４１ａ内の血液を所定の量だけ定量する機能を有する。 The device mechanism unit 4 is provided with a sample preparation unit 41 for preparing a measurement sample from the reagent and blood. The sample preparation unit 41 is provided for preparing a white blood cell measurement sample, a reticulocyte measurement sample, and a platelet measurement sample. As shown in FIG. 3, the sample preparation unit 41 includes a blood collection tube 41a filled with a predetermined amount of blood, a sampling valve 41b for sucking blood, and a reaction chamber 41c. The blood collection tube 41a can be replaced, and is configured to be able to exchange blood. The sampling valve 41b has a function of quantifying the blood in the blood collection tube 41a sucked by a suction pipette (not shown) by a predetermined amount.

また、サンプリングバルブ４１ｂは、吸引された血液に所定の薬剤を混合することが可能となるように構成されている。つまり、サンプリングバルブ４１ｂは、所定量の血液に所定量の薬剤が混合された希釈試料を生成可能に構成されている。反応チャンバ４１ｃは、サンプリングバルブ４１ｂから供給される希釈試料に所定の染色液をさらに混合して所定の時間反応させるように構成されている。これにより、試料調製部４１は、白血球測定用試料として、白血球が染色されるとともに赤血球が溶血された測定試料を調製する機能を有する。また、試料調製部４１は、網状赤血球測定用試料として、網状赤血球が染色された測定試料を調製するとともに、血小板測定用試料として、血小板が染色された測定試料を調製する機能を有する。 Further, the sampling valve 41b is configured to be able to mix a predetermined medicine into the aspirated blood. That is, the sampling valve 41b is configured to generate a diluted sample in which a predetermined amount of blood is mixed with a predetermined amount of blood. The reaction chamber 41c is configured to further mix a predetermined staining solution with the diluted sample supplied from the sampling valve 41b and to react for a predetermined time. Thereby, the sample preparation unit 41 has a function of preparing a measurement sample in which white blood cells are stained and red blood cells are hemolyzed as a white blood cell measurement sample. The sample preparation unit 41 has a function of preparing a measurement sample stained with reticulocytes as a sample for reticulocyte measurement and preparing a measurement sample stained with platelets as a sample for platelet measurement.

また、装置機構部４（図２）は、白血球分類測定（以下、「ＤＩＦＦ測定」と言う。）モード時に、白血球測定用試料をシース液とともに試料調製部４１から後述するシースフローセル５０３（図４）に供給するように構成されている。また、装置機構部４は、網状赤血球測定（以下、「ＲＥＴ測定」と言う。）モード時に、網状赤血球測定用試料をシース液とともに試料調製部４１からシースフローセル５０３に供給するように構成されている。また、装置機構部４は、血小板測定（以下、「ＰＬＴ測定」と言う。）モード時に、血小板測定用試料をシース液とともに試料調製部４１からシースフローセル５０３に供給するように構成されている。 In addition, the device mechanism unit 4 (FIG. 2), in the white blood cell classification measurement (hereinafter referred to as “DIFF measurement”) mode, sends a white blood cell measurement sample together with the sheath liquid from the sample preparation unit 41 to a sheath flow cell 503 (FIG. 4). ). The device mechanism unit 4 is configured to supply a sample for reticulocyte measurement together with the sheath liquid from the sample preparation unit 41 to the sheath flow cell 503 in the reticulocyte measurement (hereinafter referred to as “RET measurement”) mode. Yes. Further, the device mechanism unit 4 is configured to supply a platelet measurement sample together with the sheath liquid from the sample preparation unit 41 to the sheath flow cell 503 in the platelet measurement (hereinafter referred to as “PLT measurement”) mode.

検出部５は、図４に示すように、レーザ光を出射する発光部５０１と、照射レンズユニット５０２と、レーザ光が照射されるシースフローセル５０３と、発光部５０１から出射されるレーザ光が進む方向の延長線上に配置されている集光レンズ５０４、ピンホール５０５及びＰＤ（フォトダイオード）５０６と（シースフローセル５０３と集光レンズ５０４との間には図示しないビームストッパが配置されている）、発光部５０１から出射されるレーザ光が進む方向と交差する方向に配置されている集光レンズ５０７、ダイクロイックミラー５０８、光学フィルタ５０９、ピンホール５１０及びＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）５１１と、ダイクロイックミラー５０８の側方に配置されているＰＤ５１２とを含んでいる。 As shown in FIG. 4, the detection unit 5 includes a light emitting unit 501 that emits laser light, an irradiation lens unit 502, a sheath flow cell 503 that emits laser light, and a laser beam emitted from the light emitting unit 501. A condensing lens 504, a pinhole 505, and a PD (photodiode) 506 disposed on an extension line in the direction (a beam stopper (not shown) is disposed between the sheath flow cell 503 and the condensing lens 504), A condensing lens 507, a dichroic mirror 508, an optical filter 509, a pinhole 510, an APD (avalanche photodiode) 511, and a dichroic mirror 508 arranged in a direction crossing the direction in which the laser light emitted from the light emitting unit 501 travels. PD512 arranged on the side of the.

発光部５０１は、シースフローセル５０３の内部を通過する測定試料を含む試料流に対して光を出射するために設けられている。また、照射レンズユニット５０２は、発光部５０１から出射された光を平行光にするために設けられている。また、ＰＤ５０６は、シースフローセル５０３から出射された前方散乱光を受光するために設けられている。なお、シースフローセル５０３から出射された前方散乱光により、測定試料中の粒子（血球）の大きさに関する情報を得ることが可能である。 The light emitting unit 501 is provided to emit light to a sample flow including a measurement sample that passes through the inside of the sheath flow cell 503. Further, the irradiation lens unit 502 is provided to make light emitted from the light emitting unit 501 into parallel light. The PD 506 is provided to receive forward scattered light emitted from the sheath flow cell 503. Information regarding the size of the particles (blood cells) in the measurement sample can be obtained from the forward scattered light emitted from the sheath flow cell 503.

ダイクロイックミラー５０８は、シースフローセル５０３から出射された側方散乱光及び側方蛍光を分離するために設けられている。具体的には、ダイクロイックミラー５０８は、シースフローセル５０３から出射された側方散乱光をＰＤ５１２に入射させるとともに、シースフローセル５０３から出射された側方蛍光をＡＰＤ５１１に入射させるために設けられている。また、ＰＤ５１２は、側方散乱光を受光するために設けられている。なお、シースフローセル５０３から出射された側方散乱光により、測定試料中の粒子（血球）の核の大きさなどの内部情報を得ることが可能である。また、ＡＰＤ５１１は、側方蛍光を受光するために設けられている。なお、シースフローセル５０３から出射された側方蛍光により、測定試料中の粒子（血球）の染色度合いに関する情報を得ることが可能である。また、ＰＤ５０６、５１２及びＡＰＤ５１１は、それぞれ、受光した光信号を電気信号に変換する機能を有する。 The dichroic mirror 508 is provided to separate the side scattered light and the side fluorescence emitted from the sheath flow cell 503. Specifically, the dichroic mirror 508 is provided to cause the side scattered light emitted from the sheath flow cell 503 to enter the PD 512 and to cause the side fluorescence emitted from the sheath flow cell 503 to enter the APD 511. The PD 512 is provided to receive side scattered light. Internal information such as the size of the nuclei of particles (blood cells) in the measurement sample can be obtained from the side scattered light emitted from the sheath flow cell 503. The APD 511 is provided for receiving side fluorescence. Information on the degree of staining of particles (blood cells) in the measurement sample can be obtained from the side fluorescence emitted from the sheath flow cell 503. Each of the PDs 506 and 512 and the APD 511 has a function of converting the received optical signal into an electrical signal.

ここで、本実施形態では、発光部５０１は、ＤＩＦＦ測定モード時に３．４ｍＷの出力で光を出射するように構成されている。また、発光部５０１は、ＲＥＴ測定モード時に６ｍＷの出力で光を出射するように構成されている。また、発光部５０１は、ＰＬＴ測定モード時に１０ｍＷの出力で光を出射するように構成されている。 Here, in the present embodiment, the light emitting unit 501 is configured to emit light with an output of 3.4 mW in the DIFF measurement mode. Further, the light emitting unit 501 is configured to emit light with an output of 6 mW in the RET measurement mode. In addition, the light emitting unit 501 is configured to emit light with an output of 10 mW in the PLT measurement mode.

《データ処理部》
データ処理部３は、図１に示すように、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）などからなり、測定部２の測定データを解析するとともに、その解析結果を表示する機能を有する。また、データ処理部３は、制御部３０１と、表示部３０２と、入力デバイス３０３とを含んでいる。制御部３０１は、測定モード情報を含む測定開始信号及びシャットダウン信号を測定部２に送信する機能を有する。また、制御部３０１は、図５に示すように、ＣＰＵ３０１ａと、ＲＯＭ３０１ｂと、ＲＡＭ３０１ｃと、ハードディスク３０１ｄと、読出装置３０１ｅと、入出力インターフェース３０１ｆと、画像出力インターフェース３０１ｇとにより構成されている。ＣＰＵ３０１ａ、ＲＯＭ３０１ｂ、ＲＡＭ３０１ｃ、ハードディスク３０１ｄ、読出装置３０１ｅ、入出力インターフェース３０１ｆ及び画像出力インターフェース３０１ｇは、バス３０１ｈによって接続されている。 <Data processing section>
As shown in FIG. 1, the data processing unit 3 is composed of a personal computer (PC) or the like, and has a function of analyzing the measurement data of the measurement unit 2 and displaying the analysis result. The data processing unit 3 includes a control unit 301, a display unit 302, and an input device 303. The control unit 301 has a function of transmitting a measurement start signal including measurement mode information and a shutdown signal to the measurement unit 2. As shown in FIG. 5, the control unit 301 includes a CPU 301a, a ROM 301b, a RAM 301c, a hard disk 301d, a reading device 301e, an input / output interface 301f, and an image output interface 301g. The CPU 301a, ROM 301b, RAM 301c, hard disk 301d, reading device 301e, input / output interface 301f, and image output interface 301g are connected by a bus 301h.

ＣＰＵ３０１ａは、ＲＯＭ３０１ｂに記憶されているコンピュータプログラム及びＲＡＭ３０１ｃにロードされたコンピュータプログラムを実行するために設けられている。ＲＯＭ３０１ｂは、マスクＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭなどによって構成されており、ＣＰＵ３０１ａに実行されるコンピュータプログラム及びこれに用いるデータなどが記録されている。 The CPU 301a is provided to execute a computer program stored in the ROM 301b and a computer program loaded in the RAM 301c. The ROM 301b is configured by a mask ROM, PROM, EPROM, EEPROM, or the like, and stores a computer program executed by the CPU 301a, data used for the same, and the like.

ＲＡＭ３０１ｃは、ＳＲＡＭ又はＤＲＡＭなどによって構成されている。ＲＡＭ３０１ｃは、ＲＯＭ３０１ｂ及びハードディスク３０１ｄに記録されているコンピュータプログラムの読み出しに用いられる。また、これらのコンピュータプログラムを実行するときに、ＣＰＵ３０１ａの作業領域として利用される。 The RAM 301c is configured by SRAM, DRAM, or the like. The RAM 301c is used for reading computer programs recorded in the ROM 301b and the hard disk 301d. Further, when these computer programs are executed, they are used as a work area of the CPU 301a.

ハードディスク３０１ｄは、オペレーティングシステム及びアプリケーションプログラムなど、ＣＰＵ３０１ａに実行させるための種々のコンピュータプログラム及びそのコンピュータプログラムの実行に用いるデータがインストールされている。後述するアプリケーションプログラム３０４ａも、このハードディスク３０１ｄにインストールされている。 The hard disk 301d is installed with various computer programs to be executed by the CPU 301a, such as an operating system and application programs, and data used for executing the computer programs. An application program 304a described later is also installed in the hard disk 301d.

読出装置３０１ｅは、フレキシブルディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、又はＤＶＤ−ＲＯＭドライブなどによって構成されており、可搬型記録媒体３０４に記録されたコンピュータプログラム又はデータを読み出すことができる。また、可搬型記録媒体３０４には、コンピュータに所定の機能を実現させるためのアプリケーションプログラム３０４ａが格納されており、データ処理部３としてのコンピュータがその可搬型記録媒体３０４からアプリケーションプログラム３０４ａを読み出し、そのアプリケーションプログラム３０４ａをハードディスク３０１ｄにインストールすることが可能である。 The reading device 301e is configured by a flexible disk drive, a CD-ROM drive, a DVD-ROM drive, or the like, and can read a computer program or data recorded on the portable recording medium 304. The portable recording medium 304 stores an application program 304a for causing the computer to realize a predetermined function. The computer as the data processing unit 3 reads the application program 304a from the portable recording medium 304, and The application program 304a can be installed on the hard disk 301d.

なお、上記アプリケーションプログラム３０４ａは、可搬型記録媒体３０４によって提供されるのみならず、電気通信回線（有線、無線を問わない）によってデータ処理部３と通信可能に接続された外部の機器から上記電気通信回線を通じて提供することも可能である。例えば、上記アプリケーションプログラム３０４ａがインターネット上のサーバコンピュータのハードディスク内に格納されており、このサーバコンピュータにデータ処理部３がアクセスして、そのアプリケーションプログラム３０４ａをダウンロードし、これをハードディスク３０１ｄにインストールすることも可能である。 The application program 304a is not only provided by the portable recording medium 304, but also from an external device that is communicably connected to the data processing unit 3 through an electric communication line (whether wired or wireless). It can also be provided through a communication line. For example, the application program 304a is stored in a hard disk of a server computer on the Internet, and the data processing unit 3 accesses the server computer to download the application program 304a and install it on the hard disk 301d. Is also possible.

また、ハードディスク３０１ｄには、例えば、米マイクロソフト社が製造販売するＷｉｎｄｏｗｓ（登録商標）などのグラフィカルユーザインタフェース環境を提供するオペレーティングシステムがインストールされている。以下の説明においては、本実施形態に係るアプリケーションプログラム３０４ａは上記オペレーティングシステム上で動作するものとしている。 In addition, an operating system that provides a graphical user interface environment, such as Windows (registered trademark) manufactured and sold by Microsoft Corporation, is installed in the hard disk 301d. In the following description, it is assumed that the application program 304a according to the present embodiment operates on the operating system.

入出力インターフェース３０１ｆは、例えば、ＵＳＢ、ＩＥＥＥ１３９４、ＲＳ−２３２Ｃなどのシリアルインタフェース、ＳＣＳＩ、ＩＤＥ、ＩＥＥＥ１２８４などのパラレルインタフェース、及びＤ／Ａ変換器、Ａ／Ｄ変換器などからなるアナログインタフェースなどから構成されている。入出力インターフェース３０１ｆには、キーボード及びマウスからなる入力デバイス３０３が接続されており、ユーザがその入力デバイス３０３を使用することにより、データ処理部３にデータを入力することが可能である。また、入力デバイス３０３は、測定モードを受け付ける機能を有する。具体的には、入力デバイス３０３は、所定の血液に対して、ＤＩＦＦ測定、ＲＥＴ測定及びＰＬＴ測定をそれぞれ行うか否かを受け付ける機能を有する。 The input / output interface 301f includes, for example, a serial interface such as USB, IEEE 1394, and RS-232C, a parallel interface such as SCSI, IDE, and IEEE1284, and an analog interface including a D / A converter and an A / D converter. Has been. An input device 303 including a keyboard and a mouse is connected to the input / output interface 301f, and the user can input data to the data processing unit 3 by using the input device 303. The input device 303 has a function of accepting a measurement mode. Specifically, the input device 303 has a function of receiving whether or not to perform DIFF measurement, RET measurement, and PLT measurement on a predetermined blood.

画像出力インターフェース３０１ｇは、ＬＣＤ又はＣＲＴなどで構成された表示部３０２に接続されており、ＣＰＵ３０１ａから与えられた画像データに応じた映像信号を表示部３０２に出力するようになっている。表示部３０２は、入力された映像信号にしたがって、画像（画面）を表示する。 The image output interface 301g is connected to a display unit 302 constituted by an LCD, a CRT, or the like, and outputs a video signal corresponding to image data given from the CPU 301a to the display unit 302. The display unit 302 displays an image (screen) according to the input video signal.

《測定部の検出部における発光部》
また、測定部２の検出部５における発光部５０１は、図６に示すように、発光部本体５０１ａと、発光部本体５０１ａから出射される出射光量を制御するＡＰＣ（ＡｕｔｏｍａｔｉｃＰｏｗｅｒＣｏｎｔｒｏｌ）回路５０１ｂと、高周波自動調整回路５０１ｃとを含んでいる。 << Light emitting part in the detection part of the measuring part >>
Further, as shown in FIG. 6, the light emitting unit 501 in the detection unit 5 of the measuring unit 2 includes a light emitting unit main body 501a, an APC (Automatic Power Control) circuit 501b for controlling the amount of light emitted from the light emitting unit main body 501a, and And a high-frequency automatic adjustment circuit 501c.

また、本実施形態では、発光部本体５０１ａは、シースフローセル５０３の試料流に光を出射するＬＤ（レーザダイオード）５０１ｄと、ＬＤ５０１ｄから出射された光を受光するＰＤ（フォトダイオード）５０１ｅと、高周波発振回路５０１ｆと、加算器５０１ｇとを有する。ＰＤ５０１ｅは、受光した光信号を電気信号に変換する機能を有する。ＡＰＣ回路５０１ｂから供給される直流電流Ｉ_ＤＣは、加算器５０１ｇにおいて、高周波発振回路５０１ｆから出力される高周波電流Ｉ_ＡＣ（周波数は例えば５００ＭＨｚ）と加算される。直流電流Ｉ_ＤＣに高周波電流Ｉ_ＡＣを重畳した駆動電流（Ｉ_ＤＣ＋Ｉ_ＡＣ）をＬＤ５０１ｄに供給することにより、ＬＤ５０１ｄを、発振波長が多数あるマルチモード発振の状態にすることができる。なお、ＡＰＣ回路５０１ｂは、ＰＤ５０１ｅにより検出された発光量に基づき、ＬＤ５０１ｄの発光量が所定量に保たれるように、ＬＤ５０１ｄに供給する直流電流を出力する直流駆動回路である。また、高周波発振回路５０１ｆと加算器５０１ｇとは、ＡＰＣ回路５０１ｂから出力される直流電流に重畳される高周波電流を出力する高周波重畳回路を構成している。 In the present embodiment, the light emitting unit main body 501a includes an LD (laser diode) 501d that emits light to the sample flow of the sheath flow cell 503, a PD (photodiode) 501e that receives the light emitted from the LD 501d, and a high frequency. It has an oscillation circuit 501f and an adder 501g. The PD 501e has a function of converting the received optical signal into an electrical signal. The direct current I _DC supplied from the APC circuit 501b is added to the high frequency current I _AC (frequency is 500 MHz, for example) output from the high frequency oscillation circuit 501f in the adder 501g. By supplying the LD 501d with a drive current (I _DC + I _AC ) obtained by superimposing the high-frequency current I _AC on the direct current I _DC , the LD 501d can be brought into a multimode oscillation state having a large number of oscillation wavelengths. The APC circuit 501b is a DC drive circuit that outputs a DC current supplied to the LD 501d so that the light emission amount of the LD 501d is maintained at a predetermined amount based on the light emission amount detected by the PD 501e. The high-frequency oscillation circuit 501f and the adder 501g constitute a high-frequency superimposing circuit that outputs a high-frequency current superimposed on the direct current output from the APC circuit 501b.

また、本実施形態では、ＡＰＣ回路５０１ｂは、ＬＤ５０１ｄに直流電流Ｉ_ＤＣを供給するＬＤ駆動回路５０１ｈと、ＬＤ光量を設定するＬＤ光量設定部５０１ｊと、ＬＤ光量設定部５０１ｊの出力とＰＤ５０１ｅの受光量を示すモニタ電流Ｉ_ｍとの差に応じた出力をＬＤ駆動回路５０１ｈに与える比較器５０１ｋとを備えている。これにより、ＬＤ５０１ｄから出射される光量が、ＬＤ光量設定部５０１ｊにより設定された光量に近づくようにＬＤ駆動回路５０１ｈが制御される。 Further, in the present embodiment, APC circuit 501b includes a LD drive circuit 501h which supplies the direct current _{I DC} to the LD 501d, an LD light amount setting part 501j which sets the LD light amount, the light receiving output and PD501e the LD light amount setting part 501j an output corresponding to the difference between the monitor current I _m that indicates the amount and a comparator 501k that gives the LD drive circuit 501h. Thereby, the LD drive circuit 501h is controlled so that the light quantity emitted from the LD 501d approaches the light quantity set by the LD light quantity setting unit 501j.

ＬＤ光量設定部５０１ｊには、制御部８１からコントロール信号が供給され、光量の設定が行われる。具体的には、ＬＤ５０１ｄの出力が以下の値になるように、光量の設定が行われる。
ＤＩＦＦ測定モード時：３．４ｍＷ
ＲＥＴ測定モード時：６ｍＷ
ＰＬＴ測定モード時：１０ｍＷ
なお、測定する時以外には、ＬＤ５０１ｄは、オフ状態に設定される。 The LD light quantity setting unit 501j is supplied with a control signal from the control unit 81, and sets the light quantity. Specifically, the light amount is set so that the output of the LD 501d becomes the following value.
In DIFF measurement mode: 3.4 mW
In RET measurement mode: 6 mW
In PLT measurement mode: 10 mW
Note that the LD 501d is set to an off state except when measuring.

また、高周波電流制御手段としての高周波自動調整回路５０１ｃは、スイッチ５０１ｍ、入力を記憶するホールド回路５０１ｎ、所定値として乗率０．９５を乗じる乗算回路５０１ｐ、比較器５０１ｑ、誤差増幅器５０１ｒ、スイッチ５０１ｓ、及び、スイッチ５０１ｔを備え、図示のように接続されている。各スイッチ５０１ｍ，５０１ｓ，５０１ｔは、制御部８１の指令によりオン・オフされる（詳細後述）。高周波自動調整回路５０１ｃへの入力は直流電流Ｉ_ＤＣであり、高周波自動調整回路５０１ｃからの出力すなわち高周波バイアスは、高周波電流の振幅を決める指令値となる。 The high frequency automatic adjustment circuit 501c as a high frequency current control means includes a switch 501m, a hold circuit 501n for storing input, a multiplier circuit 501p for multiplying a multiplication factor of 0.95 as a predetermined value, a comparator 501q, an error amplifier 501r, and a switch 501s. And a switch 501t, which are connected as shown. Each of the switches 501m, 501s, and 501t is turned on / off by a command from the control unit 81 (details will be described later). The input to the high frequency automatic adjustment circuit 501c is a DC current I _DC, output or high-frequency bias from the high frequency automatic adjustment circuit 501c is a command value for determining the amplitude of the high frequency current.

図１５は、高周波バイアスによるＬＤ５０１ｄのスイッチングと駆動電流（Ｉ_ＤＣ＋Ｉ_ＡＣ）との関係を示す図である。左上は、駆動電流と光量との関係を示すグラフであり、駆動電流が閾値Ｉ_ｔｈ以上のとき、光量は駆動電流に比例する。左下は、駆動電流の変化を示すグラフであり、また、この変化に伴って光量がどのように変化するかを示すのが、右側のグラフである。図中の（１）は、Ｉ_ＤＣに対して比較的小さいＩ_ＡＣを重畳させた駆動電流の波形であり、この場合、駆動電流の最小値は閾値Ｉ_ｔｈ以上である。このときの光量は（１）’に示す斜線の部分のように変調がかけられるが、平均光量は、Ｉ_ＤＣのみでの駆動時と変わらない。 FIG. 15 is a diagram showing the relationship between switching of the LD 501d by the high frequency bias and the drive current (I _DC + I _AC ). The upper left is a graph showing the relationship between the drive current and the light amount. When the drive current is _{equal to} or greater than the threshold value Ith, the light amount is proportional to the drive current. The lower left is a graph showing changes in the drive current, and the right graph shows how the amount of light changes with this change. (1) in the figure, the waveform of the driving current overlapped with the relatively small I _AC respect I _DC, in this case, the minimum value of the drive current is the threshold value I _th or more. Amount in this case the modulation is applied as the hatched portions shown in (1) ', the average amount of light does not vary with the time of driving of only I _DC.

次に、Ｉ_ＡＣを徐々に増加させ、（２）に示す振幅になると、Ｉ_ＤＣ＋Ｉ_ＡＣの最小値が閾値Ｉ_ｔｈを下回り、光量は（２）’に示すように変調がかけられる。この場合、ＬＤオフの期間が生じることによりマルチモード発振の状態となる。また、スイッチングによる波形歪が生じるため、平均光量はＩ_ＤＣのみの時より増加する。光量が増加すると、図６のモニタ電流Ｉ_ｍの増加によりＡＰＣ回路５０１ｂは、光量を一定に保つように動作する。その結果、（３）に示すようにＩ_ＤＣは減少し、（３）’に示すように平均光量は（１）’のときと同じになる。なお、ＬＤ５０１ｄが確実にマルチモード発振の状態になるように、高周波自動調整回路５０１ｃの乗算回路５０１ｐの乗率は０．９５に設定され、減少後のＩ_ＤＣの値が最初の値の約９５％になるよう制御されている。ＬＤ５０１ｄが確実にマルチモード発振の状態になるのであれば、乗算回路５０１ｐの乗率は特に限定されるものではなく、０．９６や０．９７等であってもよい。 Next, when I _AC is gradually increased to reach the amplitude shown in (2), the minimum value of I _DC + I _AC falls below the threshold value I _th , and the amount of light is modulated as shown in (2) ′. In this case, the multi-mode oscillation is caused by the LD off period. Further, since the waveform distortion due to switching occurs, the average amount of light increases than when only I _DC. When the amount of light increases, APC circuit 501b by increasing the monitor current I _m of FIG. 6 operates to keep the light intensity constant. As a result, as shown in (3), _IDC decreases, and as shown in (3) ′, the average amount of light becomes the same as in (1) ′. Note that the multiplication factor of the multiplication circuit 501p of the high-frequency automatic adjustment circuit 501c is set to 0.95 so that the LD 501d is surely in a multimode oscillation state, and the reduced I _DC value is about 95 of the initial value. % Is controlled. If the LD 501d is surely in a multimode oscillation state, the multiplication factor of the multiplication circuit 501p is not particularly limited, and may be 0.96, 0.97, or the like.

《試料分析動作》
図７は、本発明の一実施形態に係る試料分析装置の血液分析動作を説明するためのフローチャートである。以下、図７及び関連する各図を参照して、本発明の一実施形態に係る試料分析装置１の血液分析動作について説明する。 <Sample analysis operation>
FIG. 7 is a flowchart for explaining the blood analysis operation of the sample analyzer according to the embodiment of the present invention. Hereinafter, the blood analysis operation of the sample analyzer 1 according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 7 and related drawings.

まず、図７のステップＳ１において、測定部２（図１）に設けられている図示しないメインスイッチがオンされると、制御部８１（図２）の初期化が行われるとともに、測定部２の各部の動作チェックが行われる。その後、ステップＳ２に進む。 First, in step S1 of FIG. 7, when a main switch (not shown) provided in the measurement unit 2 (FIG. 1) is turned on, the control unit 81 (FIG. 2) is initialized and the measurement unit 2 Operation check of each part is performed. Thereafter, the process proceeds to step S2.

また、データ処理部３では、図７のステップＳ２１において、制御部３０１（図５）の初期化（プログラムの初期化）が行われる。そして、制御部３０１により、表示部３０２（図１，図５）にメニュー画面（図示せず。）が表示される。なお、メニュー画面とは、ＤＩＦＦ測定モード、ＲＥＴ測定モード及びＰＬＴ測定モードをそれぞれ設定するか否かをユーザに選択させるとともに、測定開始指示及びシャットダウン指示をユーザから受け付けるための画面である。 In the data processing unit 3, the control unit 301 (FIG. 5) is initialized (program initialization) in step S21 of FIG. Then, the control unit 301 displays a menu screen (not shown) on the display unit 302 (FIGS. 1 and 5). The menu screen is a screen for allowing the user to select whether to set the DIFF measurement mode, the RET measurement mode, and the PLT measurement mode, and accepting a measurement start instruction and a shutdown instruction from the user.

次に、ステップＳ２２において、制御部３０１により、測定モードの入力を受け付けたか否かが判断され、測定モードの入力を受け付けた場合には、ステップＳ２３において、測定モードの設定変更が行われる。具体的には、入力デバイス３０３（図１，図５）により受け付けた測定モードが設定される。測定モードの入力を受け付けなかった場合には、ステップＳ２４に進む。 Next, in step S22, the control unit 301 determines whether or not the measurement mode input has been accepted. If the measurement mode input has been accepted, the measurement mode setting is changed in step S23. Specifically, the measurement mode accepted by the input device 303 (FIGS. 1 and 5) is set. If the measurement mode input is not accepted, the process proceeds to step S24.

次に、ステップＳ２４において、制御部３０１により、測定開始指示を受け付けたか否かが判断され、測定開始指示を受け付けた場合には、ステップＳ２５に進む。測定開始指示を受け付けなかった場合には、ステップＳ２９に進む。次に、ステップＳ２５において、制御部３０１により、測定モード情報を含む測定開始信号が測定部２に送信される。その後、ステップＳ２６に進む。 Next, in step S24, the control unit 301 determines whether or not a measurement start instruction is accepted. If the measurement start instruction is accepted, the process proceeds to step S25. If no measurement start instruction has been received, the process proceeds to step S29. Next, in step S <b> 25, the control unit 301 transmits a measurement start signal including measurement mode information to the measurement unit 2. Thereafter, the process proceeds to step S26.

また、測定部２では、ステップＳ２において、制御部８１（図２）により、データ処理部３（図１，２）から測定開始信号を受信したか否かが判断され、測定開始信号を受信した場合には、ステップＳ３に進む。測定開始信号を受信しなかった場合には、ステップＳ１２に進む。 In step S2, the measurement unit 2 determines whether or not the measurement start signal is received from the data processing unit 3 (FIGS. 1 and 2) by the control unit 81 (FIG. 2), and receives the measurement start signal. If so, the process proceeds to step S3. If the measurement start signal has not been received, the process proceeds to step S12.

次に、ステップＳ３において、制御部８１により、測定開始情報内の測定モードが記憶される。具体的には、ＤＩＦＦ測定モード、ＲＥＴ測定モード及びＰＬＴ測定モードが設定されているか否かが記憶される。そして、ステップＳ４において、設定された測定モード用の測定試料が調製される。具体的には、サンプリングバルブ４１ｂ（図３）に所定の薬剤が供給されることにより、所定量の血液と所定量の薬剤とが混合されて希釈試料が生成される。そして、その希釈試料が反応チャンバ４１ｃ（図３）に供給されるとともに、所定量の染色液が反応チャンバ４１ｃに供給される。これにより、希釈試料と染色液とを混合させて所定の時間反応させる。 Next, in step S3, the control unit 81 stores the measurement mode in the measurement start information. Specifically, it is stored whether the DIFF measurement mode, the RET measurement mode, and the PLT measurement mode are set. In step S4, a measurement sample for the set measurement mode is prepared. Specifically, by supplying a predetermined drug to the sampling valve 41b (FIG. 3), a predetermined amount of blood and a predetermined amount of drug are mixed to generate a diluted sample. The diluted sample is supplied to the reaction chamber 41c (FIG. 3), and a predetermined amount of staining solution is supplied to the reaction chamber 41c. Thereby, the diluted sample and the staining solution are mixed and reacted for a predetermined time.

次に、ステップＳ５において、制御部８１により、ＤＩＦＦ測定モードの設定がされているか否かが判断され、ＤＩＦＦ測定モードの設定がされている場合には、ステップＳ６において、ＤＩＦＦ測定が行われる。なお、ＤＩＦＦ測定の動作については、後で詳細に説明する。ＤＩＦＦ測定モードの設定がされていない場合には、ステップＳ７に進む。 Next, in step S5, the control unit 81 determines whether or not the DIFF measurement mode is set. If the DIFF measurement mode is set, the DIFF measurement is performed in step S6. The operation of DIFF measurement will be described later in detail. If the DIFF measurement mode is not set, the process proceeds to step S7.

次に、ステップＳ７において、制御部８１により、ＲＥＴ測定モードの設定がされているか否かが判断され、ＲＥＴ測定モードの設定がされている場合には、ステップＳ８において、ＲＥＴ測定が行われる。なお、ＲＥＴ測定の動作については、後で詳細に説明する。ＲＥＴ測定モードの設定がされていない場合には、ステップＳ９に進む。 Next, in step S7, the controller 81 determines whether or not the RET measurement mode is set. If the RET measurement mode is set, the RET measurement is performed in step S8. The operation of RET measurement will be described later in detail. If the RET measurement mode is not set, the process proceeds to step S9.

次に、ステップＳ９において、制御部８１により、ＰＬＴ測定モードの設定がされているか否かが判断され、ＰＬＴ測定モードの設定がされている場合には、ステップＳ１０において、ＰＬＴ測定が行われる。なお、ＰＬＴ測定の動作については、後で詳細に説明する。ＰＬＴ測定モードの設定がされていない場合には、ステップＳ１１に進む。 Next, in step S9, the control unit 81 determines whether or not the PLT measurement mode is set. If the PLT measurement mode is set, the PLT measurement is performed in step S10. The operation of PLT measurement will be described in detail later. If the PLT measurement mode is not set, the process proceeds to step S11.

次に、ステップＳ１１において、制御部８１により、設定された測定モードの測定結果（測定データ）がバス８４ｂ（図３）及びインターフェース８５ｃ（図３）を介してデータ処理部３に送信される。その後、ステップＳ１２に進む。 Next, in step S11, the control unit 81 transmits the measurement result (measurement data) in the set measurement mode to the data processing unit 3 via the bus 84b (FIG. 3) and the interface 85c (FIG. 3). Thereafter, the process proceeds to step S12.

また、データ処理部３では、ステップＳ２６において、制御部３０１により、測定部２から測定結果（測定データ）を受信したか否かが判断され、測定データを受信した場合には、ステップＳ２７に進む。測定データを受信していない場合には、測定データを受信したと判断されるまでステップＳ２６が繰り返し行われる。 In the data processing unit 3, in step S26, the control unit 301 determines whether or not the measurement result (measurement data) is received from the measurement unit 2. If the measurement data is received, the process proceeds to step S27. . If measurement data has not been received, step S26 is repeated until it is determined that measurement data has been received.

次に、ステップＳ２７において、ＣＰＵ３０１ａ（図５）により、受信した測定データがハードディスク３０１ｄ（図５）に記憶される。その後、ＣＰＵ３０１ａにより、測定データがＲＡＭ３０１ｃ（図５）に読み出される。そして、ＣＰＵ３０１ａにより、ＲＡＭ３０１ｃに読み出された測定データが、解析処理される。さらに、ステップＳ２８において、解析処理されたデータは、ＣＰＵ３０１ａにより、画像出力インターフェース３０１ｇを介して表示部３０２に出力される。 In step S27, the CPU 301a (FIG. 5) stores the received measurement data in the hard disk 301d (FIG. 5). Thereafter, the CPU 301a reads the measurement data into the RAM 301c (FIG. 5). Then, the measurement data read into the RAM 301c is analyzed by the CPU 301a. In step S28, the analyzed data is output to the display unit 302 by the CPU 301a via the image output interface 301g.

具体的には、ステップＳ６において、ＤＩＦＦ測定が行われた場合には、血液中のリンパ球、単球、好中球、好塩基球及び好酸球の分類及び計数の解析処理が行われた後、図８に示すようなスキャッタグラムが表示される。また、ステップＳ８において、ＲＥＴ測定が行われた場合には、血液中の網状赤血球の分類及び計数の解析処理が行われた後、図９に示すようなスキャッタグラムが表示される。また、ステップＳ１０において、ＰＬＴ測定が行われた場合には、血液中の血小板の分類及び計数の解析処理が行われた後、図１０に示すようなスキャッタグラムが表示される。そして、図８〜図１０に示したようなスキャッタグラムが表示されることにより、各測定モード時において、各分析試料に適した出射光量で測定した測定結果を使用者に視覚的に認識させることが可能である。 Specifically, when DIFF measurement was performed in step S6, classification and counting analysis processing of lymphocytes, monocytes, neutrophils, basophils, and eosinophils in blood was performed. Thereafter, a scattergram as shown in FIG. 8 is displayed. Further, when RET measurement is performed in step S8, a scattergram as shown in FIG. 9 is displayed after analysis processing of classification and counting of reticulocytes in blood is performed. In addition, when PLT measurement is performed in step S10, a scattergram as shown in FIG. 10 is displayed after analysis processing of platelet classification and counting in blood is performed. Then, by displaying the scattergram as shown in FIGS. 8 to 10, the user can visually recognize the measurement result measured with the amount of emitted light suitable for each analysis sample in each measurement mode. Is possible.

次に、ステップＳ２９において、制御部３０１により、シャットダウン指示を受け付けたか否かが判断され、シャットダウン指示を受け付けた場合には、ステップＳ３０において、シャットダウン信号を測定部２に送信後、処理が終了する。シャットダウン指示を受け付けていない場合には、ステップＳ２２に戻る。 Next, in step S29, the control unit 301 determines whether or not a shutdown instruction has been received. If the shutdown instruction has been received, in step S30, after the shutdown signal is transmitted to the measurement unit 2, the process ends. . If the shutdown instruction has not been received, the process returns to step S22.

また、測定部２では、ステップＳ１２において、制御部８１により、データ処理部３からシャットダウン信号を受信したか否かが判断され、シャットダウン信号を受信した場合には、ステップＳ１３において、測定部２のシャットダウンが行われ、処理が終了する。シャットダウン信号を受信していない場合には、ステップＳ２に戻る。 In step S12, the measurement unit 2 determines whether or not the shutdown signal has been received from the data processing unit 3 by the control unit 81. If the shutdown signal has been received, the measurement unit 2 performs step S13. Shutdown is performed and the process ends. If the shutdown signal has not been received, the process returns to step S2.

《ＤＩＦＦ測定》
図１１は、本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＤＩＦＦ測定時の動作を説明するためのフローチャートである。次に、図１１及び関連する各図を参照して、図７に示したステップＳ６のＤＩＦＦ測定の詳細について説明する。 << DIFF measurement >>
FIG. 11 is a flowchart for explaining an operation at the time of DIFF measurement of the sample analyzer according to the embodiment of the present invention. Next, with reference to FIG. 11 and each related figure, the detail of the DIFF measurement of step S6 shown in FIG. 7 is demonstrated.

まず、図１１のステップＳ４１において、制御部８１（図２）により、ＬＤ５０１ｄ（図６）の出力が３．４ｍＷに設定される。そして、ステップＳ４２において、レーザ光がシースフローセル５０３（図４）に照射される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊ（図６）にコントロール信号が供給される。これにより、ＬＤ５０１ｄの出力が３．４ｍＷになるような駆動電流を出力するようにＬＤ駆動回路５０１ｈ（図６）が制御される。
なお、レーザ光の照射の詳細な動作については後述する。 First, in step S41 of FIG. 11, the control unit 81 (FIG. 2) sets the output of the LD 501d (FIG. 6) to 3.4 mW. In step S42, the laser light is irradiated to the sheath flow cell 503 (FIG. 4). Specifically, a control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j (FIG. 6). As a result, the LD drive circuit 501h (FIG. 6) is controlled so as to output a drive current such that the output of the LD 501d is 3.4 mW.
The detailed operation of laser light irradiation will be described later.

次に、ステップＳ４３において、制御部８１により、シースフローセル５０３に白血球測定用試料がシース液とともに供給される。そして、ステップＳ４４において、制御部８１により、計時が開始される。そして、シースフローセル５０３の内部を通過する白血球にレーザ光が照射されることにより、白血球から前方散乱光、側方散乱光及び側方蛍光が発せられる。そして、白血球から発せられた側方散乱光及び側方蛍光は、それぞれ、ＰＤ５１２及びＡＰＤ５１１（図４）により受光されるとともに、それぞれ、アナログの電気信号に変換される。そして、側方散乱光の電気信号及び側方蛍光の電気信号は、それぞれ、アンプ６３及び６２（図４）を介してＡ／Ｄ変換部８２（図２）に送信される。 Next, in step S43, the control unit 81 supplies the white blood cell measurement sample to the sheath flow cell 503 together with the sheath liquid. In step S44, the control unit 81 starts timing. Then, by irradiating white blood cells passing through the inside of the sheath flow cell 503 with laser light, forward scattered light, side scattered light, and side fluorescence are emitted from the white blood cells. Then, the side scattered light and the side fluorescence emitted from the white blood cells are received by the PD 512 and the APD 511 (FIG. 4), respectively, and converted into analog electric signals, respectively. Then, the electrical signal of the side scattered light and the electrical signal of the side fluorescence are transmitted to the A / D converter 82 (FIG. 2) via the amplifiers 63 and 62 (FIG. 4), respectively.

次に、ステップＳ４５において、演算部８３（図２）により、側方散乱光及び側方蛍光の特徴パラメータが取得される。次に、ステップＳ４６において、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過したか否かが判断される。そして、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過していないと判断された場合には、ステップＳ４５に戻る。つまり、計時開始から所定の時間経過するまでステップＳ４５の動作が繰り返し行われる。その一方、ステップＳ４６において、計時開始から所定の時間経過したと判断された場合には、ステップＳ４７において、レーザ光の照射が停止される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊにコントロール信号が供給されることにより、ＬＤ光量設定部５０１ｊは、ＬＤ駆動回路５０１ｈからＬＤ５０１ｄに供給される駆動電流を停止させる。そして、ステップＳ４８において、白血球測定用試料の供給が停止される。その後、ステップＳ４９において、シースフローセル５０３の洗浄が行われる。 Next, in step S45, the characteristic parameter of the side scattered light and the side fluorescence is acquired by the calculation unit 83 (FIG. 2). Next, in step S46, the control unit 81 determines whether or not a predetermined time has elapsed from the start of timing. If the control unit 81 determines that a predetermined time has not elapsed since the start of timing, the process returns to step S45. That is, the operation in step S45 is repeated until a predetermined time has elapsed from the start of timing. On the other hand, if it is determined in step S46 that a predetermined time has elapsed from the start of timing, irradiation of the laser beam is stopped in step S47. Specifically, when the control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j, the LD light amount setting unit 501j stops the drive current supplied from the LD drive circuit 501h to the LD 501d. In step S48, the supply of the white blood cell measurement sample is stopped. Thereafter, in step S49, the sheath flow cell 503 is cleaned.

《ＲＥＴ測定》
図１２は、本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＲＥＴ測定時の動作を説明するためのフローチャートである。次に、図１２及び関連する各図を参照して、図７に示したステップＳ８のＲＥＴ測定の詳細について説明する。 << RET measurement >>
FIG. 12 is a flowchart for explaining an operation at the time of RET measurement of the sample analyzer according to the embodiment of the present invention. Next, details of the RET measurement in step S8 shown in FIG. 7 will be described with reference to FIG. 12 and related drawings.

まず、図１２のステップＳ５１において、制御部８１（図２）により、ＬＤ５０１ｄ（図６）の出力が６ｍＷに設定される。そして、ステップＳ５２において、レーザ光がシースフローセル５０３（図４）に照射される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊ（図６）にコントロール信号が供給される。これにより、ＬＤ５０１ｄの出力が６ｍＷになるような駆動電流を出力するようにＬＤ駆動回路５０１ｈ（図６）が制御される。
なお、レーザ光の照射の詳細な動作については後述する。 First, in step S51 of FIG. 12, the control unit 81 (FIG. 2) sets the output of the LD 501d (FIG. 6) to 6 mW. In step S52, the sheath flow cell 503 (FIG. 4) is irradiated with laser light. Specifically, a control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j (FIG. 6). As a result, the LD drive circuit 501h (FIG. 6) is controlled to output a drive current such that the output of the LD 501d is 6 mW.
The detailed operation of laser light irradiation will be described later.

次に、ステップＳ５３において、制御部８１により、シースフローセル５０３に網状赤血球測定用試料がシース液とともに供給される。そして、ステップＳ５４において、制御部８１により、計時が開始される。そして、シースフローセル５０３の内部を通過する網状赤血球にレーザ光が照射されることにより、網状赤血球から前方散乱光、側方散乱光及び側方蛍光が発せられる。そして、網状赤血球から発せられた前方散乱光及び側方蛍光は、それぞれ、ＰＤ５０６及びＡＰＤ５１１（図４）により受光されるとともに、それぞれ、アナログの電気信号に変換される。そして、前方散乱光の電気信号及び側方蛍光の電気信号は、それぞれ、アンプ６１及び６２（図４）を介してＡ／Ｄ変換部８２（図２）に送信される。 Next, in step S53, the reticulocyte measurement sample is supplied to the sheath flow cell 503 together with the sheath liquid by the controller 81. In step S54, the control unit 81 starts timing. Then, when reticulocytes passing through the inside of the sheath flow cell 503 are irradiated with laser light, forward scattered light, side scattered light, and side fluorescence are emitted from the reticulocytes. Then, forward scattered light and side fluorescence emitted from reticulocytes are received by PD 506 and APD 511 (FIG. 4), respectively, and converted into analog electrical signals, respectively. Then, the electrical signal of the forward scattered light and the electrical signal of the side fluorescence are transmitted to the A / D converter 82 (FIG. 2) via the amplifiers 61 and 62 (FIG. 4), respectively.

次に、ステップＳ５５において、演算部８３（図２）により、前方散乱光及び側方蛍光の特徴パラメータが取得される。次に、ステップＳ５６において、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過したか否かが判断される。そして、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過していないと判断された場合には、ステップＳ５５に戻る。つまり、計時開始から所定の時間経過するまでステップＳ５５の動作が繰り返し行われる。その一方、ステップＳ５６において、計時開始から所定の時間経過したと判断された場合には、ステップＳ５７において、レーザ光の照射が停止される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊにコントロール信号が供給されることにより、ＬＤ光量設定部５０１ｊは、ＬＤ駆動回路５０１ｈからＬＤ５０１ｄに供給される駆動電流を停止させる。そして、ステップＳ５８において、網状赤血球測定用試料の供給が停止される。その後、ステップＳ５９において、シースフローセル５０３の洗浄が行われる。 Next, in step S55, characteristic parameters of forward scattered light and side fluorescence are acquired by the calculation unit 83 (FIG. 2). Next, in step S56, the control unit 81 determines whether or not a predetermined time has elapsed from the start of timing. If the control unit 81 determines that a predetermined time has not elapsed since the start of timing, the process returns to step S55. That is, the operation in step S55 is repeated until a predetermined time has elapsed from the start of timing. On the other hand, if it is determined in step S56 that a predetermined time has elapsed from the start of timing, irradiation of the laser beam is stopped in step S57. Specifically, when the control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j, the LD light amount setting unit 501j stops the drive current supplied from the LD drive circuit 501h to the LD 501d. In step S58, the supply of the reticulocyte measurement sample is stopped. Thereafter, in step S59, the sheath flow cell 503 is cleaned.

《ＰＬＴ測定》
図１３は、本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＰＬＴ測定時の動作を説明するためのフローチャートである。次に、図１３及び関連する各図を参照して、図７に示したステップＳ１０のＰＬＴ測定の詳細について説明する。 << PLT measurement >>
FIG. 13 is a flowchart for explaining the operation at the time of PLT measurement of the sample analyzer according to the embodiment of the present invention. Next, details of the PLT measurement in step S10 shown in FIG. 7 will be described with reference to FIG. 13 and related drawings.

まず、図１３のステップＳ６１において、制御部８１（図２）により、ＬＤ５０１ｄ（図６）の出力が１０ｍＷに設定される。そして、ステップＳ６２において、レーザ光がシースフローセル５０３（図４）に照射される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊ（図６）にコントロール信号が供給される。これにより、ＬＤ５０１ｄの出力を１０ｍＷにするような駆動電流を出力するようにＬＤ駆動回路５０１ｈ（図６）が制御される。
なお、レーザ光の照射の詳細な動作については後述する。 First, in step S61 of FIG. 13, the control unit 81 (FIG. 2) sets the output of the LD 501d (FIG. 6) to 10 mW. In step S62, the sheath flow cell 503 (FIG. 4) is irradiated with laser light. Specifically, a control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j (FIG. 6). As a result, the LD drive circuit 501h (FIG. 6) is controlled to output a drive current that sets the output of the LD 501d to 10 mW.
The detailed operation of laser light irradiation will be described later.

次に、ステップＳ６３において、制御部８１により、シースフローセル５０３に血小板測定用試料がシース液とともに供給される。そして、ステップＳ６４において、制御部８１により、計時が開始される。そして、シースフローセル５０３の内部を通過する血小板にレーザ光が照射されることにより、血小板から前方散乱光、側方散乱光及び側方蛍光が発せられる。そして、血小板から発せられた前方散乱光及び側方蛍光は、それぞれ、ＰＤ５０６及びＡＰＤ５１１（図４）により受光されるとともに、それぞれ、アナログの電気信号に変換される。そして、前方散乱光の電気信号及び側方蛍光の電気信号は、それぞれ、アンプ６１及び６２（図４）を介してＡ／Ｄ変換部８２（図２）に送信される。 Next, in step S <b> 63, the platelet measuring sample is supplied to the sheath flow cell 503 together with the sheath liquid by the control unit 81. In step S64, the control unit 81 starts timing. Then, by irradiating the platelets passing through the inside of the sheath flow cell 503 with laser light, forward scattered light, side scattered light, and side fluorescence are emitted from the platelets. Then, the forward scattered light and the side fluorescence emitted from the platelets are received by the PD 506 and the APD 511 (FIG. 4), respectively, and converted into analog electric signals, respectively. Then, the electrical signal of the forward scattered light and the electrical signal of the side fluorescence are transmitted to the A / D converter 82 (FIG. 2) via the amplifiers 61 and 62 (FIG. 4), respectively.

次に、ステップＳ６５において、演算部８３（図２）により、前方散乱光及び側方蛍光の特徴パラメータが取得される。次に、ステップＳ６６において、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過したか否かが判断される。そして、制御部８１により、計時開始から所定の時間経過していないと判断された場合には、ステップＳ６５に戻る。つまり、計時開始から所定の時間経過するまでステップＳ６５の動作が繰り返し行われる。その一方、ステップＳ６６において、計時開始から所定の時間経過したと判断された場合には、ステップＳ６７において、レーザ光の照射が停止される。具体的には、制御部８１からＬＤ光量設定部５０１ｊにコントロール信号が供給されることにより、ＬＤ光量設定部５０１ｊは、ＬＤ駆動回路５０１ｈからＬＤ５０１ｄに供給される駆動電流を停止させる。そして、ステップＳ６８において、血小板測定用試料の供給が停止される。その後、ステップＳ６９において、シースフローセル５０３の洗浄が行われる。 Next, in step S65, characteristic parameters of forward scattered light and side fluorescence are acquired by the calculation unit 83 (FIG. 2). Next, in step S66, the control unit 81 determines whether or not a predetermined time has elapsed from the start of timing. If the control unit 81 determines that a predetermined time has not elapsed since the start of timing, the process returns to step S65. That is, the operation of step S65 is repeated until a predetermined time has elapsed from the start of timing. On the other hand, if it is determined in step S66 that a predetermined time has elapsed from the start of timing, irradiation of the laser beam is stopped in step S67. Specifically, when the control signal is supplied from the control unit 81 to the LD light amount setting unit 501j, the LD light amount setting unit 501j stops the drive current supplied from the LD drive circuit 501h to the LD 501d. In step S68, the supply of the platelet measurement sample is stopped. Thereafter, in step S69, the sheath flow cell 503 is cleaned.

《レーザ光の照射》
次に、上記のＤＩＦＦ測定、ＲＥＴ測定及びＰＬＴ測定におけるレーザ光の照射に関して、図６、図１４及び図１６を参照して詳細に説明する。図１４は、レーザ光の照射に関するフローチャート（サブルーチン）である。また、図１６は、図６のＬＤ５０１ｄ及び高周波自動調整回路５０１ｃ内のスイッチ５０１ｓ、５０１ｔ、５０１ｍの動作を示す図である。レーザ光の照射開始により図１４のステップＳ７１において、ＬＤ５０１ｄの初期駆動制御が行われる。 <Laser irradiation>
Next, laser light irradiation in the above-described DIFF measurement, RET measurement, and PLT measurement will be described in detail with reference to FIG. 6, FIG. 14, and FIG. FIG. 14 is a flowchart (subroutine) relating to laser light irradiation. FIG. 16 is a diagram illustrating operations of the switches 501s, 501t, and 501m in the LD 501d and the high-frequency automatic adjustment circuit 501c in FIG. When the laser beam irradiation is started, the initial drive control of the LD 501d is performed in step S71 of FIG.

具体的には、制御部８１からの指令により、スイッチ５０１ｓ及び５０１ｔがオフ、スイッチ５０１ｍがオンの状態から、図１６の時刻Ｔ１に、ＬＤ５０１ｄに所定の直流電流Ｉ_ＤＣのみが供給される（まだ、高周波電流は重畳されない。）。このとき、直流電流Ｉ_ＤＣがＬＤ５０１ｄに供給されるとともに、直流電流Ｉ_ＤＣの大きさに相当する電圧信号が、閉じているスイッチ５０１ｍを介してホールド回路５０１ｎにも供給されている。 Specifically, only a predetermined direct current I _DC is supplied to the LD 501d at time T1 in FIG. 16 from the state where the switches 501s and 501t are turned off and the switch 501m is turned on by a command from the control unit 81 (not yet). High frequency current is not superimposed.) At this time, the direct current _{I DC} is supplied to the LD 501d, a voltage signal corresponding to the magnitude of the direct current _{I DC,} are also supplied to the hold circuit 501n through the closed and switch 501m.

また、時刻Ｔ１から制御部８１は時間の計測を開始し（ステップＳ７２）、直流電流Ｉ_ＤＣが安定するための所定時間が経過するのを待ち（ステップＳ７３）、所定時間が経過して時刻Ｔ２になると、ＬＤのマルチモード発振制御を開始する（ステップＳ７４）。具体的には、制御部８１は、スイッチ５０１ｓ及び５０１ｔをオン状態とし、スイッチ５０１ｍをオフ状態とする。スイッチ５０１ｍがオフになることにより、オフ直前の直流電流Ｉ_ＤＣの大きさに相当する電圧信号がホールド回路５０１ｎに保持される。そして、保持された電圧信号に相当する電流値に乗算回路で０．９５が乗算されたものが基準電流値として比較器５０１ｑに与えられる。 Further, the control unit 81 starts measuring time from time T1 (step S72), waits for a predetermined time for the DC current _ID to stabilize (step S73), and passes the predetermined time to time T2. Then, the LD multi-mode oscillation control is started (step S74). Specifically, the control unit 81 turns on the switches 501s and 501t and turns off the switch 501m. When the switch 501m is turned off, a voltage signal corresponding to the magnitude of the direct current I _DC immediately before turning off is held in the hold circuit 501n. Then, a value obtained by multiplying the current value corresponding to the held voltage signal by 0.95 by the multiplication circuit is supplied to the comparator 501q as a reference current value.

一方、時刻Ｔ２以後にＬＤ駆動回路５０１ｈから出力される直流電流Ｉ_ＤＣの大きさに相当する電圧信号は、閉じているスイッチ５０１ｔを介して比較器５０１ｑに与えられる。比較器５０１ｑでは、基準電流値と現在の直流電流Ｉ_ＤＣの大きさとが比較され、その差（誤差）が誤差増幅器５０１ｒで増幅され、増幅された差に応じた出力がスイッチ５０１ｓを介して高周波発振回路５０１ｆに高周波バイアス（電圧）として与えられる。高周波発振回路５０１ｆは、この高周波バイアスに応じた振幅の高周波電流Ｉ_ＡＣを生じ、これが直流電流Ｉ_ＤＣに重畳されて、ＬＤ５０１ｄの駆動電流となる。 On the other hand, a voltage signal corresponding to the magnitude of the direct current I _DC output from the LD drive circuit 501h after time T2 is given to the comparator 501q via the closed switch 501t. The comparator 501q, the reference current value and the magnitude of the current direct current I _DC are compared, the difference (error) is amplified by the error amplifier 501r, output corresponding to the amplified difference via a switch 501s frequency The oscillation circuit 501f is given as a high frequency bias (voltage). High-frequency oscillator 501f may generate high frequency current _{I AC} of amplitude corresponding to the high frequency bias, which is superimposed on the direct current _{I DC,} the drive current of the LD 501d.

ここで、仮に、このときのＩ_ＤＣに対して高周波電流の振幅が小さく（図１５の（１）参照）、ＬＤ５０１ｄがシングルモード発振の状態であるとすると平均光量は高周波重畳前と同じであり、ＡＰＣ回路５０１ｂによる光量の調整は行われない。そうすると、比較器５０１ｑには誤差が生じ続け、誤差増幅器５０１ｒ及び高周波発振回路５０１ｆは振幅を増大させ続けるように動作する。振幅の増大により駆動電流の最小値が閾値Ｉ_ｔｈを下回ると、前述のＡＰＣ回路５０１ｂの機能によりＩ_ＤＣが低下する。その結果、基準電流値との差が小さくなり、振幅を増大させない方向に収束していく。このような制御により、結果的に、ＬＤ駆動回路５０１ｈから出力される直流電流Ｉ_ＤＣが基準電流値すなわち、最初に高周波電流を重畳しなかったときの直流電流の９５％に近づくように制御され、かつ、マルチモード発振の状態となる。 Here, if the amplitude of the high frequency current is small relative to the I _DC at this time (see (1) in FIG. 15), the average amount of light and LD501d is assumed to be the state of the single-mode oscillation is the same as before the high-frequency superimposition The light amount is not adjusted by the APC circuit 501b. Then, an error continues to occur in the comparator 501q, and the error amplifier 501r and the high frequency oscillation circuit 501f operate so as to continue increasing the amplitude. When the minimum value of the drive current by the increase of the amplitude is below the threshold _{_I th, I} _DC is reduced by the function of the above-mentioned APC circuit 501b. As a result, the difference from the reference current value becomes smaller and converges in a direction that does not increase the amplitude. As a result, the direct current I _DC output from the LD drive circuit 501h is controlled so as to approach the reference current value, that is, 95% of the direct current when the high-frequency current is not superimposed first. In addition, a multimode oscillation state is obtained.

逆に、マルチモード発振の状態であっても、直流電流Ｉ_ＤＣに対して高周波電流の振幅が必要以上に大きすぎる場合は、ＡＰＣ回路５０１ｂの機能によりＩ_ＤＣが基準電流値より大きく低下する。この場合には、Ｉ_ＤＣを大きくして基準電流値に近づけるために、高周波の振幅が抑制されるように制御される。従って、結果的に、ＬＤ駆動回路５０１ｈから出力される直流電流Ｉ_ＤＣが基準電流値すなわち、最初に高周波電流を重畳しなかったときの直流電流の９５％に近づくように制御され、かつ、マルチモード発振の状態となる。 Conversely, even in the state of the multi-mode oscillation, if the amplitude of the high frequency current is too large more than necessary for the direct current I _DC, I _DC decreases larger than the reference current value by the function of the APC circuit 501b. In this case, in order to approach the reference current value by increasing the I _DC, the amplitude of the high frequency is controlled to be suppressed. Therefore, as a result, the direct current I _DC output from the LD drive circuit 501h is controlled to approach the reference current value, that is, 95% of the direct current when the high-frequency current is not superimposed first, and The mode oscillation state is entered.

このようにして、初期の直流電流Ｉ_ＤＣに応じて高周波電流の振幅が制御され、結果的に、直流電流Ｉ_ＤＣが初期の値の９５％に近づき、ＬＤ５０１ｄは、確実にマルチモード発振の状態となる。
なお、高周波発振回路５０１ｆは、高周波電流の振幅が、ＬＤ５０１ｄの最大定格以下となるように抑制されている。これにより、最大定格を超える電流を与えてＬＤ５０１ｄの寿命が短くなることを、防止することができる。また、レーザ光の照射停止時（図１６の時刻Ｔ３）には、ＬＤ５０１ｄがオフになり、スイッチ５０１ｓ及び５０１ｔが共にオフ、スイッチ５０１ｍはオンとなる。そして、再びレーザ光照射が行われるときは、同様の動作が行われるので、ＬＤ５０１ｄのオンのたびに高周波電流の振幅がその時の直流電流に応じて調整され、確実にマルチモード発振の状態となる。 In this way, the amplitude of the high frequency current is controlled according to the initial direct current I _DC, as a result, the direct current I _DC approaches 95% of the initial value, LD 501d is reliably multi-mode oscillation state It becomes.
The high-frequency oscillation circuit 501f is suppressed so that the amplitude of the high-frequency current is less than or equal to the maximum rating of the LD 501d. Thereby, it is possible to prevent the life of the LD 501d from being shortened by applying a current exceeding the maximum rating. Further, when the laser beam irradiation is stopped (time T3 in FIG. 16), the LD 501d is turned off, both the switches 501s and 501t are turned off, and the switch 501m is turned on. When laser light irradiation is performed again, the same operation is performed, so that the amplitude of the high-frequency current is adjusted according to the direct current at each turn-on of the LD 501d, and the multimode oscillation state is surely achieved. .

図１７は、各種のレーザ出力に対して上記のような高周波電流の振幅制御を行った場合の直流電流の変化と、高周波重畳の有無についての光スペクトルを示す図表である。各種のレーザ出力において、直流電流は、高周波重畳前（ＨＦ無）と比較して高周波重畳後（ＨＦ有）には９６．２％〜９６．４％の範囲になるように低下しており、目標とする９５％に近い値が実現されている。また、光スペクトルは、高周波重畳無しの場合にはシングルモード発振の状態であるが、高周波重畳により、複数の発振周波数を含むマルチモード発振の状態となる。 FIG. 17 is a chart showing a change in direct current when the above-described amplitude control of high-frequency current is performed on various laser outputs, and an optical spectrum regarding the presence or absence of high-frequency superposition. In various laser outputs, the direct current is reduced to be in the range of 96.2% to 96.4% after high frequency superposition (with HF) compared to before high frequency superposition (without HF). A value close to the target of 95% is realized. In addition, the optical spectrum is in a single mode oscillation state when there is no high frequency superimposition, but becomes a multimode oscillation state including a plurality of oscillation frequencies due to the high frequency superimposition.

上記のようなレーザ光照射時の制御により、ＡＰＣ回路５０１ｂから出力された直流電流に応じて高周波電流の振幅が制御され、ＬＤ５０１ｄを、マルチモード発振の状態とすることができる。従って、このような試料分析装置では、ＬＤ５０１ｄの温度変化や経時変化によりＬＤ５０１ｄの駆動電流に変化が生じたり、試料の測定項目の変更等による発光量変化があっても、その状態での直流電流に応じて高周波電流の振幅が制御され、ＬＤ５０１ｄを、マルチモード発振の状態とすることができる。したがって、温度変化、経時変化、試料の測定項目の変更等の条件変化があった場合にも、マルチモードを維持するための手動調整を必要とすることなく、レーザダイオードを常にマルチモード発振の状態とすることができる。 By the above laser beam irradiation control, the amplitude of the high-frequency current is controlled according to the direct current output from the APC circuit 501b, and the LD 501d can be brought into a multimode oscillation state. Therefore, in such a sample analyzer, even if there is a change in the drive current of the LD 501d due to the temperature change or time-dependent change of the LD 501d, or there is a change in the light emission amount due to a change in the measurement item of the sample, the direct current in that state Accordingly, the amplitude of the high-frequency current is controlled, and the LD 501d can be brought into a multimode oscillation state. Therefore, even when there are changes in conditions such as temperature changes, changes over time, and changes in sample measurement items, the laser diode is always in a multimode oscillation state without the need for manual adjustment to maintain the multimode. It can be.

なお、今回開示された実施形態は、すべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した実施形態の説明ではなく特許請求の範囲によって示され、さらに特許請求の範囲と均等の意味及び範囲内でのすべての変更が含まれる。 The embodiment disclosed this time should be considered as illustrative in all points and not restrictive. The scope of the present invention is shown not by the above description of the embodiments but by the scope of claims for patent, and further includes meanings equivalent to the scope of claims for patent and all modifications within the scope.

例えば、上記実施形態では、生体試料として血液を分析する試料分析装置１に本発明を適用する例を示したが、本発明はこれに限らず、尿などのその他の生体試料中の成分を測定する分析装置に適用してもよい。 For example, in the above-described embodiment, an example in which the present invention is applied to the sample analyzer 1 that analyzes blood as a biological sample has been shown. You may apply to the analyzer which does.

また、上記実施形態では、ＤＩＦＦ測定、ＲＥＴ測定及びＰＬＴ測定をそれぞれ行うか否かを受け付ける機能を有する入力デバイス３０３を設ける例を示したが、本発明はこれに限らず、ＤＩＦＦ測定、ＲＥＴ測定及びＰＬＴ測定をそれぞれ行うか否かをサーバコンピュータなどから電気通信回線を介して受け付けるようにしてもよい。 In the above-described embodiment, an example in which the input device 303 having a function of accepting whether or not to perform DIFF measurement, RET measurement, and PLT measurement is provided. However, the present invention is not limited to this, and the DIFF measurement and RET measurement are provided. Whether or not to perform PLT measurement may be received from a server computer or the like via an electric communication line.

また、上記実施形態では、測定部２とデータ処理部３とをそれぞれ別個の装置として構成する例を示したが、本発明はこれに限らず、測定部とデータ処理部とを一体の装置として構成してもよい。
また、上記実施形態では、高周波電流制御手段として、アナログ回路である高周波自動調整回路５０１ｃが用いられる例を示したが、本発明はこれに限らず、ホールド回路５０１ｎや誤差増幅器５０１ｒをデジタル技術により構成し、ＣＰＵを介して高周波電流を制御してもよい。 Moreover, although the example which comprises the measurement part 2 and the data processing part 3 as a respectively separate apparatus was shown in the said embodiment, this invention is not restricted to this, A measurement part and a data processing part are made into an integrated apparatus. It may be configured.
In the above embodiment, an example is shown in which the high-frequency automatic adjustment circuit 501c, which is an analog circuit, is used as the high-frequency current control means. However, the present invention is not limited to this, and the hold circuit 501n and the error amplifier 501r are digitally used. It may be configured to control the high frequency current via the CPU.

本発明の一実施形態に係る試料分析装置を示した斜視図である。It is the perspective view which showed the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 図１に示した試料分析装置の測定部の構成を示したブロック図である。It is the block diagram which showed the structure of the measurement part of the sample analyzer shown in FIG. 図１に示した試料分析装置の試料調製部を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the sample preparation part of the sample analyzer shown in FIG. 図１に示した試料分析装置の検出部を示した概略図である。It is the schematic which showed the detection part of the sample analyzer shown in FIG. 図１に示した試料分析装置のデータ処理部の構成を示したブロック図である。It is the block diagram which showed the structure of the data processing part of the sample analyzer shown in FIG. 図１に示した試料分析装置の発光部の構成を示したブロック図である。It is the block diagram which showed the structure of the light emission part of the sample analyzer shown in FIG. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置の分析動作を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the analysis operation | movement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＤＩＦＦ測定の結果を示したスキャッタグラムである。It is the scattergram which showed the result of the DIFF measurement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＲＥＴ測定の結果を示したスキャッタグラムである。It is a scattergram which showed the result of RET measurement of the sample analyzer concerning one embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＰＬＴ測定の結果を示したスキャッタグラムである。It is the scattergram which showed the result of the PLT measurement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＤＩＦＦ測定の動作を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the operation | movement of the DIFF measurement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＲＥＴ測定の動作を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the operation | movement of the RET measurement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置のＰＬＴ測定の動作を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the operation | movement of PLT measurement of the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係る試料分析装置におけるレーザ光照射のフローチャート（サブルーチン）である。It is a flowchart (subroutine) of the laser beam irradiation in the sample analyzer which concerns on one Embodiment of this invention. 図６のＬＤ及び高周波自動調整回路内の各スイッチの動作を示す図である。It is a figure which shows operation | movement of each switch in LD of FIG. 6, and a high frequency automatic adjustment circuit. 高周波バイアスによるＬＤのスイッチングと駆動電流（Ｉ_ＤＣ＋Ｉ_ＡＣ）との関係を示す図である。It is a figure which shows the relationship between switching of LD by a high frequency bias, and drive current ( _IDC + _IAC ). 各種のレーザ出力に対して高周波電流の振幅制御を行った場合の直流駆動電流の変化と、高周波重畳の有無の光スペクトルを示す図表である。It is a graph which shows the optical spectrum of the change of DC drive current at the time of performing amplitude control of the high frequency current with respect to various laser outputs, and the presence or absence of high frequency superposition.

３データ処理部
５検出部
５０１ｂＡＰＣ回路
５０１ｃ高周波自動調整回路
５０１ｄＬＤ
５０１ｆ高周波発振回路
５０１ｇ加算器 3 Data processing unit 5 Detection unit 501b APC circuit 501c High frequency automatic adjustment circuit 501d LD
501f High frequency oscillation circuit 501g Adder

Claims

A sample analyzer for measuring a component in a biological sample,
A sample preparation unit for preparing a measurement sample from a reagent and a biological sample;
A flow cell for forming a sample flow including a measurement sample prepared by the sample preparation unit;
A laser diode for irradiating the sample stream with laser light;
A light receiving unit that receives light generated from the sample stream irradiated with the laser light and converts the light into an electrical signal;
An analysis unit that processes the electrical signal output from the light receiving unit and analyzes components in the biological sample;
An input unit for receiving a measurement mode corresponding to the component;
A control unit for setting a light emission amount of the laser light emitted from the laser diode according to the measurement mode received by the input unit;
A light amount detection unit for detecting the light emission amount of the laser diode;
DC drive that outputs a direct current supplied to the laser diode based on the light emission amount detected by the light amount detection unit so that the light emission amount of the laser diode is maintained at the light emission amount set by the control unit Circuit,
A high-frequency superposition circuit that superimposes a high-frequency component on a direct current output from the direct-current drive circuit;
A sample analysis comprising: a high-frequency control unit that controls the amplitude of the high-frequency output from the high-frequency superposition circuit according to the magnitude of the direct-current output from the direct-current drive circuit so that the laser diode oscillates in multimode apparatus.

The sample analysis apparatus according to claim 1, wherein the high-frequency control unit controls the high-frequency superposition circuit so that the laser diode alternately repeats on / off of laser light output.

The input unit can accept a first measurement mode for measuring a first component and a second measurement mode for measuring a second component;
The sample preparation unit prepares a first measurement sample for the first measurement mode and a second measurement sample for the second measurement mode when the first measurement mode and the second measurement mode are accepted by the input unit. ,
In the first measurement mode, the control unit sets the light emission amount of the laser light emitted from the laser diode to the sample flow including the first measurement sample to the first light emission amount, 3. The sample analyzer according to claim 1, wherein a light emission amount of laser light emitted from the laser diode to a sample flow including the second measurement sample is set to a second light emission amount.

The sample analyzer according to claim 1, wherein the biological sample is blood.

The sample analyzer according to claim 4, wherein the measurement modes include a white blood cell classification measurement mode, a reticulocyte measurement mode, and a platelet measurement mode.

6. The high frequency control unit according to claim 1, wherein the high frequency control unit controls the high frequency superposition circuit to cause the laser diode to oscillate in multimode and to supply a current equal to or less than a maximum rating of the laser diode to the laser diode. 2. The sample analyzer according to claim 1.

The high-frequency control unit performs initial drive control to output a direct current to the direct-current drive circuit without superimposing a high-frequency component, and then superimposes a high-frequency component on the direct current output from the direct-current drive circuit. Execute multimode oscillation control to oscillate the laser diode in multimode,
The high-frequency control unit determines a reference current value based on a current value of a direct current output from the direct current drive circuit while executing the initial drive control, and performs the multimode oscillation control. The sample analyzer according to any one of claims 1 to 6, wherein the high-frequency superposition circuit is controlled such that a current value of a direct current output from the direct current drive circuit approaches the reference current value.

The high frequency control unit outputs a current value of a direct current output from the direct current drive circuit while executing the multi-mode oscillation control from the direct current drive circuit while executing initial drive control. The sample analyzer according to claim 7, wherein the high-frequency superposition circuit is controlled so as to have a predetermined relationship with a current value of the direct current.

A sample analysis method that detects optical information generated from a biological sample by irradiating laser light from a laser diode using a current superimposed with high-frequency components, and processes the detected optical information to analyze components in the biological sample. There,
Receiving an input of a measurement mode according to the component;
Preparing a measurement sample from a reagent and a biological sample;
Forming a sample stream containing the prepared measurement sample in the flow cell;
Setting the amount of laser light emitted from the laser diode to the sample flow according to the measurement mode;
Monitoring the amount of laser light emitted from the laser diode, and controlling the magnitude of a direct current supplied to the laser diode so that the light emission amount of the laser diode is maintained at the set light emission amount; When,
Automatically controlling the amplitude of the high frequency superimposed on the direct current in accordance with the magnitude of the direct current supplied to the laser diode so that the laser diode oscillates in multimode.