JP2012042424A - Biological fluid analysis instrument - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、血液などの体液を分析する体液分析器具に関し、特にコンパクト化が可能な体液分析器具に関するものである。 The present invention relates to a body fluid analyzer that analyzes body fluid such as blood, and more particularly to a body fluid analyzer that can be made compact.
この種の体液分析器具としては、特許文献１に示すように、マイクロ血球カウンタ本体に着脱自在に装着されるカートリッジがある。このカートリッジは、液体試料である薄めた検体血液を流通させる測定用流路と、当該測定用流路内に設けられて前記検体血液を測定するための検出部とを備えている。 As this type of body fluid analysis instrument, as shown in Patent Document 1, there is a cartridge that is detachably attached to a micro blood cell counter body. The cartridge includes a measurement flow channel for circulating a thin sample blood, which is a liquid sample, and a detection unit provided in the measurement flow channel for measuring the sample blood.
またこのカートリッジには、特許文献１の図４に示すように、測定用流路の上流側に検体血液と希釈液を混合するための混合用流路（混合セル）が設けられている。この混合用流路は、第１基板（引用文献１の符号２ａ）の裏面に蛇行状に形成された凹溝を第２基板（引用文献１の符号２ｂ）で塞ぐことによって形成されている。 Further, as shown in FIG. 4 of Patent Document 1, the cartridge is provided with a mixing channel (mixing cell) for mixing the sample blood and the diluent on the upstream side of the measuring channel. This mixing flow path is formed by closing a concave groove formed in a meandering manner on the back surface of the first substrate (reference numeral 2a of cited reference 1) with the second substrate (reference numeral 2b of cited reference 1).
ここで、混合用流路において検体血液及び希釈液を十分に撹拌するためには、混合用流路の容積を可及的に大きくする必要があり、上記構成の混合用流路においては、例えば凹溝を長く構成すること又は凹溝を深く構成することが考えられる。 Here, in order to sufficiently stir the sample blood and the diluent in the mixing channel, it is necessary to increase the volume of the mixing channel as much as possible. In the mixing channel configured as described above, for example, It is conceivable that the concave groove is long or the concave groove is deep.
しかしながら、凹溝を深く構成する場合には、第１基板の厚みにより凹溝の深さが制限されてしまうという問題がある。また、凹溝を長く構成する場合には、第１基板の平面サイズが大きくなってしまい、血球カウンタを大きくせざるを得ず、コンパクト化という市場ニーズに反する結果となってしまう。 However, when the concave groove is formed deeply, there is a problem that the depth of the concave groove is limited by the thickness of the first substrate. Further, when the groove is long, the planar size of the first substrate becomes large, and the blood cell counter must be enlarged, which is contrary to the market need for compactness.
そこで本発明は、上記問題点を一挙に解決すべくなされたものであり、測定用流路及び混合用流路を有する体液分析器具において、混合用流路の容量を可及的に大きくしながらも体液分析機器をコンパクトに構成することをその主たる所期課題とするものである。 Therefore, the present invention has been made to solve the above problems all at once, and in a body fluid analyzer having a measurement flow channel and a mixing flow channel, while increasing the capacity of the mixing flow channel as much as possible. However, the main objective is to make the body fluid analyzer compact.
すなわち本発明に係る体液分析器具は、体液を希釈液により希釈してなる被計測液を流通させるとともに、その被計測液を物理的又は化学的手段により検出する検出部が設けられた測定用流路と、前記測定用流路の上流側に設けられて、前記体液及び前記希釈液を撹拌するための混合用流路と、前記測定用流路及び前記混合用流路が形成された器具本体とを備え、前記混合用流路が、前記器具本体の第１の面側に設けられた第１面側流路部と、前記器具本体の第２の面側に設けられた第２面側流路部と、前記第１面側流路部及び前記第２面側流路部を繋げる接続流路部とを有することを特徴とする。 That is, the body fluid analyzer according to the present invention distributes a liquid to be measured obtained by diluting a body fluid with a diluent, and a flow for measurement provided with a detection unit that detects the liquid to be measured by physical or chemical means. An instrument body provided on the upstream side of the channel, the measuring channel, and the mixing channel for stirring the body fluid and the diluent, and the measuring channel and the mixing channel And the mixing channel is a first surface side channel portion provided on the first surface side of the instrument body, and a second surface side provided on the second surface side of the instrument body It has a flow path part and a connection flow path part that connects the first surface side flow path part and the second surface side flow path part.
このようなものであれば、混合用流路を第１面側流路部、第２面側流路部及び接続流路部から構成することにより、厚み方向に混合用流路を形成することができ、混合用流路の容量を可及的に大きくしながらも、体液分析器具の平面サイズをコンパクトにすることができる。また、混合用流路の容量を可及的に大きくできることから、体液と希釈液とを均一に混合できるようになり、体液の分析精度を向上させることができる。 In such a case, the mixing channel is formed in the thickness direction by configuring the mixing channel from the first surface side channel portion, the second surface side channel portion, and the connection channel portion. The planar size of the body fluid analysis instrument can be made compact while increasing the capacity of the mixing channel as much as possible. Further, since the volume of the mixing channel can be increased as much as possible, the body fluid and the diluted solution can be mixed uniformly, and the analysis accuracy of the body fluid can be improved.
前記器具本体が、肉厚部と肉薄部とを備え、前記肉厚部に前記希釈液を貯留する希釈液容器を収容する容器ホルダ部が形成されるとともに、前記混合用流路が形成されており、前記肉薄部に前記測定用流路が形成されていることが望ましい。これならば、希釈液容器を収容する容器ホルダ部の側壁を有効活用にして混合用流路を形成することが可能となり、混合用流路の容積を可及的に大きくすることができる。 The instrument body includes a thick portion and a thin portion, and a container holder portion for storing a diluent container for storing the diluent is formed in the thick portion, and the mixing flow path is formed. It is desirable that the measurement channel be formed in the thin portion. In this case, the mixing channel can be formed by effectively utilizing the side wall of the container holder portion that accommodates the diluent container, and the volume of the mixing channel can be increased as much as possible.
肉厚部の裏面と前記肉薄部の裏面が面一となるように形成されており、前記肉薄部の裏面側に前記測定用流路が形成されており、当該測定用流路が前記肉厚部の裏面側に設けられた第２面側流路部と繋がっていることが望ましい。これならば、器具本体に対する第１面側流路部、第２面側流路部及び測定用流路の加工を簡単化することができる。 The back surface of the thick portion and the back surface of the thin portion are formed to be flush with each other, the measurement channel is formed on the back surface side of the thin portion, and the measurement channel is the thickness It is desirable that the second surface side flow path portion provided on the back surface side of the portion is connected. If it is this, the process of the 1st surface side flow path part, the 2nd surface side flow path part, and the measurement flow path with respect to an instrument main body can be simplified.
前記容器ホルダ部が、前記希釈液容器をその中心軸が前記容器ホルダ部の平面方向に沿うように収容するものであることが望ましい。このとき希釈液容器が中心軸に長い容器であれば、体液分析機器に外接する直方体の体積を小さくすることができ、体液分析器具をコンパクトに構成することができる。 It is desirable that the container holder portion accommodates the diluent container such that the central axis thereof is along the plane direction of the container holder portion. At this time, if the diluent container is a container having a long center axis, the volume of the rectangular parallelepiped circumscribing the body fluid analyzer can be reduced, and the body fluid analyzer can be configured compactly.
このように構成した本発明によれば、混合用流路の容量を可及的に大きくしながらも体液分析器具をコンパクトに構成することができる。 According to the present invention configured as described above, the body fluid analyzer can be configured compactly while increasing the capacity of the mixing channel as much as possible.
以下に本発明に係る体液分析器具を用いた体液分析装置の一実施形態について図面を参照して説明する。 Hereinafter, an embodiment of a body fluid analyzer using a body fluid analyzer according to the present invention will be described with reference to the drawings.
本実施形態に係る体液分析装置１００は、図１に示すように、計測部本体１０と、この計測部本体１０に着脱自在に装着される体液分析器具であるカートリッジ２０を備えている。計測部本体１０は、カートリッジ２０を装着する装着部１１と、カートリッジ２０に設けられたスライド体２０２（後述）をスライド移動等させる駆動部１２と、カートリッジ２０の内部に被計測液である薄めた検体血液（以下単に希釈血液という。）を流通させるための液供給部１３と、カートリッジ２０から信号を取り出すためのコネクタ部１４と、このコネクタ部１４からの電気信号を検出して希釈血液中に含まれる血球を演算する演算部１５とを備えている。 As shown in FIG. 1, the body fluid analyzer 100 according to the present embodiment includes a measurement unit main body 10 and a cartridge 20 that is a body fluid analysis instrument that is detachably attached to the measurement unit main body 10. The measuring unit main body 10 includes a mounting unit 11 to which the cartridge 20 is mounted, a driving unit 12 that slides and moves a slide body 202 (described later) provided on the cartridge 20, and a thinned liquid to be measured inside the cartridge 20. A liquid supply unit 13 for circulating a sample blood (hereinafter simply referred to as diluted blood), a connector unit 14 for taking out a signal from the cartridge 20, and an electrical signal from the connector unit 14 are detected to detect the blood in the diluted blood. And a calculation unit 15 for calculating the blood cells contained therein.
装着部１１は、カートリッジ２０の差し込み側端部である先端部の幅及び厚さよりも若干大きく形成され、カートリッジ２０の差し込み側端部の形状に合わせて所定の奥行を有するように構成された溝状の凹部１１ａ（図１参照）を備えている。この凹部１１ａにカートリッジ２０が挿入された際に、カートリッジ２０を把持する一部分（血液定量部２２を含む。）は装着部１１の外部に位置する。そして、凹部１１ａの奥部分には、カートリッジ２０の先端部に形成された切欠部２１（図２、図３等参照）に嵌合する突出部１６が形成されており、この突出部１６の表面上に、カートリッジ２０に設けた電極２７、２８、２２１に接触して電気信号を受信するコネクタ部１４の一部（導通部１４ａ）が形成されている。 The mounting portion 11 is formed to be slightly larger than the width and thickness of the distal end portion, which is the insertion side end portion of the cartridge 20, and is configured to have a predetermined depth according to the shape of the insertion side end portion of the cartridge 20. A concave portion 11a (see FIG. 1) is provided. When the cartridge 20 is inserted into the recess 11 a, a part (including the blood quantification unit 22) that holds the cartridge 20 is located outside the mounting unit 11. A protrusion 16 that fits into a notch 21 (see FIG. 2, FIG. 3, etc.) formed at the tip of the cartridge 20 is formed at the back of the recess 11 a, and the surface of the protrusion 16 is formed. On top of this, a part of the connector part 14 (conduction part 14a) that receives the electrical signal in contact with the electrodes 27, 28, and 221 provided on the cartridge 20 is formed.
駆動部１２は、カートリッジ２０のスライド体２０２に設けられた係止部２０２ａ（具体的に係止孔、図３等参照）に係合する係止爪と、当該係合爪をスライド方向に移動させる例えばラックアンドピニオン機構及びモータ等を用いたスライド駆動機構（不図示）を用いて構成されている。そして、駆動部１２は、スライド体２０２を血液定量のために血液定量位置Ｘ（図５参照）及び定量された血液を試薬と混合して混合用流路２４及び測定用流路２５に導入するための血液導入位置Ｙ（図６参照）との間でスライド移動させるものである。なお、後述するが、駆動部１２はスライド体２０２に設けられた貫通針７１を試薬容器３側に移動させるものでもある。 The drive unit 12 engages with a locking claw 202a (specifically, a locking hole, see FIG. 3) provided on the slide body 202 of the cartridge 20, and moves the engaging claw in the sliding direction. For example, a slide drive mechanism (not shown) using a rack and pinion mechanism and a motor is used. Then, the drive unit 12 mixes the slide body 202 with the blood quantification position X (see FIG. 5) and the quantified blood for the blood quantification, and introduces them into the mixing channel 24 and the measurement channel 25. For this purpose, sliding movement is performed between the blood introduction position Y (see FIG. 6). In addition, although mentioned later, the drive part 12 also moves the penetration needle 71 provided in the slide body 202 to the reagent container 3 side.
液供給部１３は、吸入ポンプ及びバルブを主体として構成されている。この吸入ポンプは、カートリッジ２０を前記装着部１１に装着した際に、後述する測定用流路２５の終端開口部Ｈに接続されて、ここを負圧にし、定量された血液及び試薬を、混合用流路２４及び測定用流路２５内に吸引して導くものである。 The liquid supply unit 13 is mainly composed of a suction pump and a valve. This suction pump is connected to a terminal opening H of a measurement flow path 25 described later when the cartridge 20 is mounted on the mounting portion 11, and this is made negative pressure to mix the quantified blood and reagent. It is guided by suction into the flow channel 24 and the measurement flow channel 25.
コネクタ部１４は、装着部１１の凹部１１ａの内側と電気的に導通する導通部１４ａを備えており、カートリッジ２０の電極２８に、カートリッジ装着時において接触し、前記電極２８間に所定の電圧を印加し、その際に発生する電気抵抗の大きさに応じた電流量を電気信号として検出するものである。そして、この電気信号をリード線等の配線を介して演算部１５に出力する。 The connector portion 14 includes a conductive portion 14a that is electrically connected to the inside of the concave portion 11a of the mounting portion 11, contacts the electrode 28 of the cartridge 20 when the cartridge is mounted, and applies a predetermined voltage between the electrodes 28. The amount of current corresponding to the magnitude of the electric resistance generated at the time of application is detected as an electric signal. Then, this electric signal is output to the arithmetic unit 15 via a wiring such as a lead wire.
演算部１５は、コネクタ部１４から出力された電気信号をパルス信号に変換し、測定用流路２５中に導入された希釈血液中の血球の数および血球の体積値として出力する電気回路（不図示）を備えている。そして、前述のように出力された血球の数および血球の体積についての信号は、ディスプレイ１０１等に出力される。 The computing unit 15 converts the electrical signal output from the connector unit 14 into a pulse signal, and outputs the number of blood cells in the diluted blood introduced into the measurement flow channel 25 and the volume value of the blood cells (not shown). (Shown). Then, the signals regarding the number of blood cells and the volume of blood cells output as described above are output to the display 101 or the like.
次に、カートリッジ２０の詳細な構成について図２〜図１０を参照しつつ説明する。 Next, a detailed configuration of the cartridge 20 will be described with reference to FIGS.
図２及び図３に示すように、カートリッジ２０は原則的に１回限りの使い捨てのものであり、その挿入方向における先端側に断面略矩形状の切欠部２１を備えると共に、この先端側から前記挿入方向について遠ざかる側の端部の略中央付近に、表面に開口した血液導入口２２ａを有する血液定量部２２を備えている。また、このカートリッジ２０は、前記血液定量部２２により定量された血液を希釈するための試薬容器３が装着される容器ホルダ部２３と、定量された血液及び試薬容器３からの試薬を混合して撹拌するための混合用流路２４と、当該混合用流路２４により混合して形成された希釈血液に含まれる血球の数を計測するための測定用流路２５とを備えている。 As shown in FIGS. 2 and 3, the cartridge 20 is basically a one-time-use disposable cartridge, and includes a cutout portion 21 having a substantially rectangular cross section on the distal end side in the insertion direction. A blood quantification unit 22 having a blood introduction port 22a opened on the surface is provided in the vicinity of the approximate center of the end portion on the side away from the insertion direction. Further, the cartridge 20 mixes the quantified blood and the reagent from the reagent container 3 with the container holder 23 to which the reagent container 3 for diluting the blood quantified by the blood quantification unit 22 is mounted. A mixing channel 24 for stirring and a measuring channel 25 for measuring the number of blood cells contained in diluted blood formed by mixing in the mixing channel 24 are provided.
血液定量部２２は、図５及び図６に示すように、血液導入口２２ａに連続して形成された概略直線状の上流側毛細管流路２２ｂ及びこの上流側毛細管流路２２ｂと空間Ｓ１（後述のスライド体２０２のスライド通路を形成する空間）を挟んで形成された概略直線状の下流側毛細管流路２２ｃを有するカートリッジ本体２０１と、空間Ｓ１内にスライド可能に設けられ、上流側毛細管流路２２ｂ及び下流側毛細管流路２２ｃを連通するとともに、血液導入口２２ａから導入された血液を定量する所定の流路容量を有する定量用毛細管流路２２ｄが形成されたスライド体２０２とからなる。 As shown in FIGS. 5 and 6, the blood quantification unit 22 includes a substantially linear upstream capillary channel 22b formed continuously from the blood inlet 22a, and the upstream capillary channel 22b and a space S1 (described later). Cartridge body 201 having a substantially linear downstream capillary channel 22c formed with a slide space of the slide body 202 interposed therebetween, and an upstream capillary channel provided slidably in the space S1. 22b and the downstream capillary channel 22c, and a slide body 202 on which a quantification capillary channel 22d having a predetermined channel capacity for quantifying the blood introduced from the blood introduction port 22a is formed.
この構成において、スライド体２０２は、挿入方向側先端部に形成された係止部２０２ａに駆動部１２の係止爪が係合されて、当該駆動部１２により、定量用毛細管流路２２ｄが上流側毛細管流路２２ｂ及び下流側毛細管流路２２ｃに連通する血液定量位置Ｘ（図５）と、定量用毛細管流路２２ｄが後述する表面側接続流路部２４ｃ１及び裏面側接続流路部２４ｃ２を連通する血液導入位置Ｙ（図６）との間でスライド移動する。なお、定量用毛細管流路２２ｄ、表面側接続流路部２４ｃ１及び裏面側接続流路部２４ｃ２が連通した状態で、それらにより表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂを接続する接続流路部２４ｃが形成される（図６参照）。 In this configuration, in the slide body 202, the engaging claw of the driving unit 12 is engaged with the engaging unit 202a formed at the distal end portion in the insertion direction, and the metering capillary channel 22d is upstream by the driving unit 12. The blood quantification position X (FIG. 5) communicating with the side capillary channel 22b and the downstream capillary channel 22c, and the surface side connection channel part 24c1 and the back side connection channel part 24c2 described later by the quantification capillary channel 22d. It slides and moves between the blood introduction position Y (FIG. 6) in communication. In addition, in the state which the capillary channel 22d for fixed_quantity | quantitative_assay, the surface side connection flow path part 24c1, and the back surface side connection flow path part 24c2 connected, the connection flow which connects the surface side flow path part 24a and the back surface side flow path part 24b by them A path portion 24c is formed (see FIG. 6).
ここで、定量用毛細管流路２２ｄが血液で満たされたことを検出するために、図４に示すように、下流側毛細管流路２２ｃの下流側に血液の到達の有無を検出するための液体センサ２２１が設けられている。この液体センサ２２１は、電極により構成されており、下流側毛細管流路２２ｃの下流側開口の全部又は一部を塞ぐように設けられた液接触部２２１ａと、この液接触部２２１ａから引き出されたリード線（不図示）と、このリード線を介して液接触部２２１ａに電気的に導通するように切欠部２１下方のカートリッジ表面に表出させた信号取出部２２１ｂとから構成されている。 Here, in order to detect that the quantification capillary channel 22d is filled with blood, as shown in FIG. 4, a liquid for detecting whether or not blood reaches the downstream side of the downstream capillary channel 22c. A sensor 221 is provided. The liquid sensor 221 is composed of an electrode, and a liquid contact part 221a provided so as to block all or part of the downstream opening of the downstream capillary channel 22c, and the liquid contact part 221a is pulled out from the liquid contact part 221a. A lead wire (not shown) and a signal extraction portion 221b exposed on the surface of the cartridge below the cutout portion 21 so as to be electrically connected to the liquid contact portion 221a through the lead wire are configured.
容器ホルダ部２３は、分析用液体容器たる試薬容器３が着脱可能に装着されるものである。具体的に容器ホルダ部２３は、図５、図６及び図７に示すように、カートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａに設けられて試薬容器３を横方向（挿入方向に直交する方向）から挿入して収容する容器収容部２３１と、当該容器収容部２３１の底壁から延出して設けられ、容器収容部２３１に収容された試薬容器３のシール部３２を貫通する試薬導出針２３２とを備えている。試薬導出針２３２は、その内部流路が容器収容部２３１の表面側（つまり、カートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａの表面側）に形成された混合用流路２４（表面側流路部２４ａ）に連通している。 The container holder 23 is detachably mounted with the reagent container 3 as an analysis liquid container. Specifically, as shown in FIGS. 5, 6, and 7, the container holder portion 23 is provided in the thick portion 201 </ b> A of the cartridge body 201 and inserts the reagent container 3 from the lateral direction (direction orthogonal to the insertion direction). And a reagent outlet needle 232 that extends from the bottom wall of the container storage portion 231 and penetrates the seal portion 32 of the reagent container 3 stored in the container storage portion 231. ing. The reagent outlet needle 232 has an internal channel formed on the surface side of the container housing portion 231 (that is, the surface side of the thick portion 201A of the cartridge body 201) (mixing channel 24 (surface side channel portion 24a)). Communicating with
ここで試薬容器３は、所定量の分析用液体たる試薬が収容されるものであり、図８に示すように、当該試薬を外部に導出可能にする開口部３１ａが底壁に形成された容器本体３１と、その開口部３１ａを封止するシール部３２と、このシール部３２の外側に設けられた概略円筒状をなすガイド部３３とを備えている。 Here, the reagent container 3 accommodates a predetermined amount of reagent as an analysis liquid, and as shown in FIG. 8, a container having an opening 31a formed on the bottom wall that allows the reagent to be led to the outside. A main body 31, a seal portion 32 that seals the opening 31 a, and a substantially cylindrical guide portion 33 provided outside the seal portion 32 are provided.
容器本体３１は概略回転体形状をなし、径方向寸法よりも軸方向寸法の方が大きく、底壁が漏斗形状をなすものである。そして、開口部３１ａは、底壁の略中央部に形成されている。また、ガイド部３３は、シール部３２の周囲を覆うように設けられており、シール部３２に試薬導出針２３２を挿通するための案内をするとともに、試薬導出針２３２がシール部３２を挿通する際に試薬導出針２３２の外側周面と略液密に接触するものである。本実施形態の試薬容器３は、例えばポリプロプレン等の樹脂製であり、容器本体３１、シール部３２及びガイド部３３が一体成型により形成されている。試薬容器３の上部は開口しており、この開口から試薬を収容した後にアルミフィルム等の封止部材である封止フィルム３４により密閉されている。このように構成された試薬容器３は、前記容器収容部２３１内に、その軸方向が挿入方向と平面方向において直交する方向に沿うように収容される。 The container main body 31 has a substantially rotating body shape, the axial dimension is larger than the radial dimension, and the bottom wall forms a funnel shape. And the opening part 31a is formed in the approximate center part of the bottom wall. The guide portion 33 is provided so as to cover the periphery of the seal portion 32, and guides the reagent lead-out needle 232 to pass through the seal portion 32, and the reagent lead-out needle 232 passes through the seal portion 32. At this time, the outer circumferential surface of the reagent outlet needle 232 comes into contact with the outer circumferential surface in a substantially liquid tight manner. The reagent container 3 of the present embodiment is made of a resin such as polypropylene, for example, and the container main body 31, the seal portion 32, and the guide portion 33 are formed by integral molding. The upper part of the reagent container 3 is opened. After the reagent is accommodated from the opening, the reagent container 3 is sealed with a sealing film 34 which is a sealing member such as an aluminum film. The reagent container 3 configured as described above is accommodated in the container accommodating portion 231 such that its axial direction is along a direction orthogonal to the insertion direction in the plane direction.
混合用流路２４は、カートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａの第１の面である表面側及び第２の面である裏面側に形成されて、スライド体２０２の定量用毛細管流路２２ｄにより定量された血液と、試薬容器３からの試薬とを混合して撹拌するものである。具体的に混合用流路２４は、図３〜図７に示すように、容器ホルダ部２３の容器収容部２３１の側壁表面側に形成された第１面側流路部である表面側流路部２４ａと、当該容器収容部２３１の側壁裏面側に形成された第２面側流路部である裏面側流路部２４ｂと、容器収容部２３１の側壁厚み方向に形成されて表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂを繋げる接続流路部２４ｃとからなる。 The mixing channel 24 is formed on the front surface side, which is the first surface, and the back surface side, which is the second surface, of the thick portion 201A of the cartridge body 201, and is quantified by the quantification capillary channel 22d of the slide body 202. The mixed blood and the reagent from the reagent container 3 are mixed and stirred. Specifically, as shown in FIGS. 3 to 7, the mixing channel 24 is a surface-side channel that is a first surface side channel formed on the side of the side wall of the container housing portion 231 of the container holder 23. Part 24a, a back surface side flow channel portion 24b that is a second surface side flow channel portion formed on the side wall back surface side of the container housing portion 231, and a surface side flow channel formed in the side wall thickness direction of the container housing portion 231. It consists of a connecting channel 24c that connects the part 24a and the back channel 24b.
表面側流路部２４ａは、特に図３に示すように、容器収容部２３１の側壁表面側において挿入方向と平面方向において直交する方向に形成されている。また、表面側流路部２４ａは、その上流側開口が試薬導出針２３２の内部流路に連通するとともに、その下流側開口が接続流路部２４ｃの上流側開口に連通している。 As shown in FIG. 3 in particular, the surface-side flow path portion 24a is formed in a direction orthogonal to the insertion direction and the planar direction on the side wall surface side of the container housing portion 231. Further, the upstream side opening of the surface side flow path portion 24a communicates with the internal flow path of the reagent outlet needle 232, and the downstream opening thereof communicates with the upstream opening of the connection flow path portion 24c.
裏面側流路部２４ｂは、特に図４に示すように、表面側流路部２４ａと同様に、容器収容部２３１の側壁裏面側において挿入方向と平面方向において直交する方向に形成されている。また、裏面側流路部２４ｂは、その上流側開口が接続流路部２４ｃの下流側開口に連通するとともに、その下流側開口が測定用流路２５の上流側開口に連通している。さらに、このように構成された表面側流路部２４ａの下流側開口及び裏面側流路部２４ｂの上流側開口は、平面視において実質的に重なるように形成されている。 As shown in FIG. 4 in particular, the back surface side flow passage portion 24b is formed in a direction orthogonal to the insertion direction and the planar direction on the side wall back surface side of the container housing portion 231 as with the front surface side flow passage portion 24a. In addition, the upstream side opening of the back surface side flow path part 24 b communicates with the downstream side opening of the connection flow path part 24 c, and the downstream side opening communicates with the upstream side opening of the measurement flow path 25. Furthermore, the downstream opening of the front-side flow path portion 24a and the upstream-side opening of the back-side flow path portion 24b thus configured are formed so as to substantially overlap in a plan view.
接続流路部２４ｃは、図５や図６等に示すように、その上流側開口が表面側流路部２４ａの下流側開口に連通するとともに、その下流側開口が裏面側流路部２４ｂの上流側開口に連通して、表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂを厚み方向に接続するものである。 As shown in FIG. 5 and FIG. 6 and the like, the connection flow path portion 24c communicates with the downstream opening of the front surface flow path portion 24a and the downstream opening of the back flow path portion 24b. It communicates with the upstream side opening and connects the front surface side flow path portion 24a and the back surface side flow path portion 24b in the thickness direction.
具体的に接続流路部２４ｃは、表面側流路部２４ａの下流側開口に連通する表面側接続流路部２４ｃ１と、当該表面側接続流路部２４ｃ１と前記空間Ｓ１（スライド体２０２のスライド通路を形成する空間）を挟んで形成された裏面側流路部２４ｂの上流側開口に連通する裏面側接続流路部２４ｃ２と、空間Ｓ１内にスライド可能に設けられたスライド体２０２の定量用毛細管流路２２ｄとから構成される。表面側接続流路部２４ｃ１は、一端が表面側流路部２４ａに連通するとともに他端が空間Ｓ１に開口する。また、裏面側接続流路部２４ｃ２は、一端が空間Ｓ１に開口するとともに他端が裏面側流路部２４ｂに連通する。 Specifically, the connection channel 24c includes a surface-side connection channel 24c1 communicating with the downstream opening of the surface-side channel 24a, the surface-side connection channel 24c1 and the space S1 (sliding of the slide body 202). For quantitative determination of the back-side connection channel 24c2 that communicates with the upstream-side opening of the back-side channel 24b formed across the space) and the slide body 202 that is slidably provided in the space S1 And a capillary channel 22d. One end of the surface-side connection channel portion 24c1 communicates with the surface-side channel portion 24a, and the other end opens into the space S1. Further, the back surface side connection flow path portion 24c2 has one end opened to the space S1 and the other end communicated with the back surface side flow path portion 24b.
つまり、スライド体２０２が血液定量位置Ｘにある場合には、接続流路部２４ｃが形成されないので、表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂは連通せず（図５参照）、スライド体２０２が血液導入位置Ｙにある場合には、接続流路部２４ｃが形成されて、表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂが連通する（図６参照）。このようにスライド体２０２が血液導入位置Ｙとなると、接続流路部２４ｃが形成されるとともに、混合用流路２４内に定量された血液が導入されることになる。この状態において、液供給部１３の吸引により、試薬容器３に挿入された試薬導出針２３２の内部流路から表面側流路部２４ａ、接続流路部２４ｃ及び裏面側流路部２４ｂに試薬が導入される。そして、液供給部１３のポンプの吸引、吐出動作により混合用流路２４内において定量された血液と試薬とが混合されて希釈血液が生成される。 That is, when the slide body 202 is at the blood fixed position X, the connection flow path portion 24c is not formed, so the front-side flow path portion 24a and the back-side flow path portion 24b do not communicate (see FIG. 5). When the body 202 is at the blood introduction position Y, the connection flow path portion 24c is formed, and the front surface side flow path portion 24a and the back surface side flow path portion 24b communicate (see FIG. 6). Thus, when the slide body 202 is at the blood introduction position Y, the connection flow path portion 24 c is formed, and the quantified blood is introduced into the mixing flow path 24. In this state, the reagent is sucked from the internal flow path of the reagent outlet needle 232 inserted into the reagent container 3 to the front side flow path section 24a, the connection flow path section 24c, and the back side flow path section 24b by the suction of the liquid supply section 13. be introduced. Then, the blood quantified in the mixing channel 24 and the reagent are mixed by the suction and discharge operations of the pump of the liquid supply unit 13 to generate diluted blood.
測定用流路２５は、図４〜図７に示すように、カートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａの挿入側の側面に連設された測定流路形成部である平板状肉薄部２０１Ｂの裏面側に形成されている。この平板状肉薄部２０１Ｂは、その裏面がカートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａの裏面と面一となるように形成されている。そして測定用流路２５は、図４に示すように、混合用流路２４（具体的には混合用流路２４の裏面側流路部２４ｂ）の下流側出口に連通するように形成されており、その下流側出口から挿入方向に向かってカートリッジ本体２０１の平板状肉薄部２０１Ｂの裏面側に全体的に形成されている。この測定用流路２５は、その上流側において流路２５の対向する内壁が１ｍｍ程度の隙間を構成するように近接され、この隙間部分によってアパーチャ部２６が形成されている。なお、アパーチャ部２６を形成するための隙間の大きさは、計測対象である細胞（本実施形態においては血球）のサイズによって適宜定めることができる。 As shown in FIGS. 4 to 7, the measurement channel 25 is formed on the back surface side of the flat thin portion 201 </ b> B that is a measurement channel forming portion connected to the side surface on the insertion side of the thick portion 201 </ b> A of the cartridge body 201. Is formed. The flat thin portion 201B is formed so that the back surface thereof is flush with the back surface of the thick portion 201A of the cartridge body 201. As shown in FIG. 4, the measurement channel 25 is formed so as to communicate with the downstream outlet of the mixing channel 24 (specifically, the back surface side channel portion 24 b of the mixing channel 24). And is formed entirely on the back surface side of the flat thin portion 201B of the cartridge body 201 from the downstream outlet toward the insertion direction. The measurement flow channel 25 is adjacent on the upstream side so that the inner walls facing the flow channel 25 form a gap of about 1 mm, and an aperture portion 26 is formed by the gap portion. It should be noted that the size of the gap for forming the aperture portion 26 can be determined as appropriate depending on the size of the cell to be measured (blood cell in the present embodiment).
そして、測定用流路２５は、特に図９に示すように、このアパーチャ部２６が形成された位置から下流に向かって２分岐する。そして、アパーチャ部２６近傍の測定用流路２５のうち、アパーチャ部２６よりも上流側の流路２５ａでは、アパーチャ部２６に向かって対向する内壁間距離を徐々に狭めるように構成され、下流側の流路２５ｂ、２５ｃでは、アパーチャ部２６から対向する内壁間距離を徐々に拡大するように構成されている。その他の部位ではほぼ同じ流路幅である。このように測定用流路２５を形成することによって、アパーチャ部２６を通過する希釈血液の流れが乱れることがなく、希釈血液中に含まれる血球が順序よくアパーチャ部２６を通過することになる。 Then, as shown in FIG. 9 in particular, the measurement flow channel 25 is branched into two from the position where the aperture portion 26 is formed toward the downstream. Of the measurement flow path 25 in the vicinity of the aperture section 26, the flow path 25a on the upstream side of the aperture section 26 is configured so as to gradually narrow the distance between the inner walls facing the aperture section 26. The flow paths 25b and 25c are configured to gradually increase the distance between the inner walls facing from the aperture portion 26. The other parts have substantially the same flow path width. By forming the measurement flow path 25 in this way, the flow of diluted blood passing through the aperture part 26 is not disturbed, and blood cells contained in the diluted blood pass through the aperture part 26 in order.
なお、アパーチャ部２６の上流側には、希釈血液中に含まれる所定サイズ（例えば５０μｍ以上）の埃や塵などの異物を取り除くためのフィルタ部Ｆが形成されている。このフィルタ部Ｆは、互いに所定間隔で配置された複数の柱部により形成されている。これにより、異物がアパーチャ部２６には達することはないので、血液分析の測定精度を向上させることができる。 A filter unit F is formed on the upstream side of the aperture unit 26 to remove foreign substances such as dust and dust having a predetermined size (for example, 50 μm or more) contained in the diluted blood. The filter part F is formed by a plurality of pillars arranged at a predetermined interval. Thereby, since the foreign material does not reach the aperture part 26, the measurement accuracy of blood analysis can be improved.
アパーチャ部２６より下流側の流路２５ｂ、２５ｃについて述べておくと、これら流路２５ｂ、２５ｃは、分岐した位置からそれぞれカートリッジ本体２０１の挿入方向を横切るように形成された直線状流路と当該直線状流路を折り曲げる折り曲げ流路とからなる蛇行状に形成される。（図４、図９参照）。このように測定用流路２５は、複数回に分けてカートリッジ本体２０１の挿入方向についての端部側で折れ曲がるように構成され、カートリッジ本体２０１の略全面に亘って形成されている。これによって、カートリッジ本体２０１内部の限られた領域の中で、測定用流路２５をできるだけ長く確保している。また、測定用流路２５の最終端部は、カートリッジ本体２０１の表面（下面）に開口した開口部Ｈに連通しており、混合用流路２４の下流側出口（開口）から導入された希釈血液は、測定用流路２５内に含まれる空気を開口部Ｈから押し出すようにして測定用流路２５内を進むように構成している。 The flow paths 25b and 25c on the downstream side of the aperture portion 26 will be described. These flow paths 25b and 25c are linear flow paths that are formed so as to cross the insertion direction of the cartridge main body 201 from the branched positions. It is formed in a meandering shape including a bent flow path for bending the straight flow path. (See FIGS. 4 and 9). As described above, the measurement flow path 25 is configured to be bent at the end side in the insertion direction of the cartridge main body 201 in a plurality of times, and is formed over substantially the entire surface of the cartridge main body 201. Thus, the measurement channel 25 is secured as long as possible in a limited area inside the cartridge body 201. The final end of the measurement channel 25 communicates with an opening H opened on the surface (lower surface) of the cartridge body 201, and dilution introduced from the downstream outlet (opening) of the mixing channel 24. The blood is configured to advance in the measurement flow path 25 by pushing out air contained in the measurement flow path 25 from the opening H.
そして、図４に示すように、測定用流路２５の分岐部分のアパーチャ部２６より下流側の、アパーチャ部２６を通過した希釈血液と接触する位置に、アパーチャ部２６を挟むように検出部たる一対の電極２７（以下、第１の電極２７とも言う）が配置されている。なお、この電極２７は、測定用流路２５の内壁に面するように形成された液接触部２７ａと、この液接触部２７ａから引き出されたリード線（不図示）と、このリード線を介して液接触部２７ａに電気的に導通するように切欠部２１上方のカートリッジ表面に表出させた信号取出部２７ｂとから構成されている。 Then, as shown in FIG. 4, the detection unit is configured to sandwich the aperture part 26 at a position in contact with the diluted blood that has passed through the aperture part 26 on the downstream side of the aperture part 26 of the branch portion of the measurement flow channel 25. A pair of electrodes 27 (hereinafter also referred to as first electrodes 27) are arranged. The electrode 27 includes a liquid contact portion 27a formed so as to face the inner wall of the measurement flow channel 25, a lead wire (not shown) drawn from the liquid contact portion 27a, and the lead wire. And a signal extraction portion 27b exposed on the surface of the cartridge above the cutout portion 21 so as to be electrically connected to the liquid contact portion 27a.
また、前記第１の電極２７における液接触部２７ａの下流側には、第２の電極２８を設けている。第２の電極２８は、液接触部２７ａからの流路容量が予め定めた一定容量となる下流側（具体的には測定用流路２５の終端から所定距離上流側）に設けた液検出部２８ａと、この液検出部２８ａから引き出されたリード線（不図示）と、このリード線の終端に連続し、前記信号取出部２７ｂの側方に設けた検出信号出力部２８ｂとから構成されており、希釈血液が液検出部２８ａに到達したことを検出する液面センサとして作用する。 Further, a second electrode 28 is provided on the downstream side of the liquid contact portion 27 a in the first electrode 27. The second electrode 28 is a liquid detection unit provided on the downstream side (specifically, a predetermined distance upstream from the end of the measurement flow channel 25) where the flow channel capacity from the liquid contact unit 27a becomes a predetermined constant volume. 28a, a lead wire (not shown) drawn from the liquid detection unit 28a, and a detection signal output unit 28b provided on the side of the signal extraction unit 27b, which is continuous with the end of the lead wire. And acts as a liquid level sensor for detecting that the diluted blood has reached the liquid detection unit 28a.
つまり、液接触部２７ａと接触した後に測定用流路２５中を進む希釈血液が、この液検出部２８ａに接触すると電気信号が発生し、この電気信号は液検出部２８ａから引き出されたリード線を介して検出信号出力部２８ｂに送られ、これによって希釈血液が測定用流路２５内の所定の到達位置に到達したことが計測部本体１０に伝わる。このように、希釈血液が測定用流路２５内の前記所定位置に到達したことが検出された際に、液供給部１３による希釈血液の供給を停止することで、希釈血液が流路終端の開口部Ｈに到達して溢れることを防止できるようにしてある。 That is, when the diluted blood that travels in the measurement flow path 25 after coming into contact with the liquid contact portion 27a comes into contact with the liquid detection portion 28a, an electrical signal is generated, and this electrical signal is a lead wire drawn from the liquid detection portion 28a. Is sent to the detection signal output unit 28b, and this informs the measurement unit body 10 that the diluted blood has reached a predetermined arrival position in the measurement channel 25. In this way, when it is detected that the diluted blood has reached the predetermined position in the measurement flow channel 25, the supply of the diluted blood by the liquid supply unit 13 is stopped, so that the diluted blood is at the end of the flow channel. It is possible to prevent overflow from reaching the opening H.
なお、第１の電極２７の信号取出部２７ｂと、第２の電極２８の検出信号出力部２８ｂとは、前述したように並んで配置されており、カートリッジ２０を計測部本体１０に装着した際に、この信号取出部２７ｂおよび検出信号出力部２８ｂが、コネクタ部１４の導通部１４ａに電気的に接触するように構成されている。 Note that the signal extraction unit 27b of the first electrode 27 and the detection signal output unit 28b of the second electrode 28 are arranged side by side as described above, and when the cartridge 20 is mounted on the measurement unit main body 10. In addition, the signal extraction part 27 b and the detection signal output part 28 b are configured to be in electrical contact with the conduction part 14 a of the connector part 14.
そして本実施形態のカートリッジ２０は、図３に示すように、容器ホルダ部２３に収容された試薬容器３の封止フィルム３４を貫通して当該試薬容器３を大気開放する大気開放機構７を有している。 As shown in FIG. 3, the cartridge 20 of this embodiment has an air release mechanism 7 that opens the reagent container 3 to the atmosphere through the sealing film 34 of the reagent container 3 accommodated in the container holder 23. is doing.
この大気開放機構７は、容器ホルダ部２３に保持された試薬容器３の封止フィルム３４を貫通する貫通部材たる貫通針７１と、貫通針７１を封止フィルム３４の面方向に直交する方向に移動させる第１移動機構７２と、前記貫通針７１を前記封止フィルム３４の面方向に移動させる第２移動機構７３とを有する。 The air release mechanism 7 includes a penetrating needle 71 that is a penetrating member that penetrates the sealing film 34 of the reagent container 3 held by the container holder 23, and the penetrating needle 71 in a direction perpendicular to the surface direction of the sealing film 34. It has the 1st moving mechanism 72 to move, and the 2nd moving mechanism 73 to which the said penetration needle 71 is moved to the surface direction of the said sealing film 34. FIG.
貫通針７１は、保持体であるスライド体２０２の挿入方向先端側において、試薬容器３側を向くように設けられている。スライド体２０２は、図１０に示すように、前記空間Ｓ１（スライド通路）を形成するカートリッジ本体２０１の側壁内面に接触してスライドする被ガイド部２０２ｍと、当該被ガイド部２０２ｍから挿入方向に延び設けられ、被ガイド部２０２ｍよりも肉薄である延出部２０２ｎとからなる。この延出部２０２ｎの試薬容器３側に貫通針７１が設けられており、その貫通針７１よりも先端側に前記係止部２０２ａが形成されている。 The penetrating needle 71 is provided to face the reagent container 3 side at the distal end side in the insertion direction of the slide body 202 as a holding body. As shown in FIG. 10, the slide body 202 is in contact with the inner surface of the side wall of the cartridge body 201 forming the space S1 (slide passage) and slides in the insertion direction from the guided portion 202m. The extending portion 202n is provided and is thinner than the guided portion 202m. A penetrating needle 71 is provided on the reagent container 3 side of the extending part 202n, and the locking part 202a is formed on the tip side of the penetrating needle 71.
第１移動機構７２は、図１１に示すように、貫通針７１を封止フィルム３４の面外方向上方である孔あけ位置Ｐ、及び当該孔あけ位置Ｐから封止フィルム３４の面外方向に直交する方向（つまり挿入方向、封止フィルム３４の面方向）に離間した退避位置Ｑの間で移動可能とするものである。なお、退避位置Ｑは、貫通針７１が封止フィルム３４の面外方向上方には無い位置であり、本実施形態では血液定量位置Ｘである。 As shown in FIG. 11, the first moving mechanism 72 moves the penetrating needle 71 from the punching position P that is above the sealing film 34 in the out-of-plane direction, and from the punching position P to the out-of-plane direction of the sealing film 34. It is movable between the retracted positions Q separated in the orthogonal direction (that is, the insertion direction, the surface direction of the sealing film 34). The retreat position Q is a position where the penetrating needle 71 is not located above the sealing film 34 in the out-of-plane direction, and is the blood quantitative position X in this embodiment.
具体的に第１移動機構７２は、スライド体２０２の被ガイド部２０２ｍと、カートリッジ本体２０１に設けられたガイド部であるスライド通路とからなる。この第１移動機構７２によりスライド体２０２は挿入方向に沿って試薬容器３に対して進退移動する。つまり試薬容器３の封止フィルム３４の面外方向は、封止フィルム３４の外面が向く方向であり、封止フィルム３４の面方向に直交する方向である。 Specifically, the first moving mechanism 72 includes a guided portion 202 m of the slide body 202 and a slide passage that is a guide portion provided in the cartridge main body 201. The first moving mechanism 72 causes the slide body 202 to move forward and backward with respect to the reagent container 3 along the insertion direction. That is, the out-of-plane direction of the sealing film 34 of the reagent container 3 is a direction in which the outer surface of the sealing film 34 faces and is a direction orthogonal to the surface direction of the sealing film 34.
このように構成された第１移動機構７２によりスライド体２０２は、前述した駆動部１２により駆動される。つまり、駆動部１２の係止爪をスライド体２０２の係止部２０２ａに係止させて、スライド体２０２を退避位置Ｑから孔あけ位置Ｐに移動させる（図１１参照）。 The slide body 202 is driven by the drive unit 12 described above by the first moving mechanism 72 configured as described above. That is, the locking claw of the drive unit 12 is locked to the locking portion 202a of the slide body 202, and the slide body 202 is moved from the retracted position Q to the drilling position P (see FIG. 11).
スライド体２０２には、定量用毛細管流路２２ｄと貫通針７１が設けられることになる。ここで、定量用毛細管流路２２ｄが血液定量位置Ｘ（上流側毛細管流路２２ｂ、定量用毛細管流路２２ｄ及び下流側毛細管流路２２ｃが連通する位置）となるスライド体２０２の位置と、貫通針７１が退避位置Ｑとなるスライド体２０２の位置とは同一である。また、定量用毛細管流路２２ｄが血液導入位置Ｙ（定量用毛細管流路２２ｄが測定用流路２５と連通する位置）となるスライド体２０２の位置と、貫通針７１が孔あけ位置Ｐとなるスライド体２０２の位置とは同一である。 The slide body 202 is provided with a quantitative capillary channel 22d and a penetrating needle 71. Here, the position of the slide body 202 where the quantification capillary channel 22d becomes the blood quantification position X (the position at which the upstream capillary channel 22b, the quantification capillary channel 22d and the downstream capillary channel 22c communicate with each other) The position of the slide body 202 where the needle 71 becomes the retracted position Q is the same. Further, the position of the slide body 202 where the capillary flow path 22d for quantification becomes the blood introduction position Y (the position where the capillary flow path 22d for quantification communicates with the flow path 25 for measurement) and the penetrating needle 71 become the punching position P. The position of the slide body 202 is the same.
第２移動機構７３は、図１１に示すように、第１移動機構７２により孔あけ位置Ｐとされた貫通針７１を、封止フィルム３４に向かって移動させて貫通針７１が封止フィルム３４を貫通する貫通位置Ｒに移動可能とするものである。なお、貫通位置Ｒとは貫通針７１が封止フィルム３４を挿通し、試薬容器３が大気開放される位置である。 As shown in FIG. 11, the second moving mechanism 73 moves the penetrating needle 71 that has been set to the punching position P by the first moving mechanism 72 toward the sealing film 34, so that the penetrating needle 71 is moved to the sealing film 34. It is possible to move to a penetration position R that penetrates through. The penetrating position R is a position where the penetrating needle 71 passes through the sealing film 34 and the reagent container 3 is opened to the atmosphere.
具体的に第２移動機構７３は、前記スライド体２０２において被ガイド部２０２ｍと貫通針７１との間に設けられた撓み部からなる。ここで本実施形態の撓み部は、延出部２０２ｎの弾性変形による撓みを利用している。 Specifically, the second moving mechanism 73 includes a bending portion provided between the guided portion 202 m and the penetrating needle 71 in the slide body 202. Here, the bending portion of the present embodiment uses the bending due to the elastic deformation of the extending portion 202n.
このように構成された第２移動機構７３によりスライド体２０２は、前述した駆動部１２により駆動される。つまり、駆動部１２の係止爪をスライド体２０２の係止部２０２ａに係止させて、当該係止爪を試薬容器３側に移動させることによって、スライド体２０２の延出部２０２ｎを試薬容器３側に押し込むことにより、貫通針７１を孔あけ位置Ｐから貫通位置Ｒに移動させる（図１１参照）。 The slide body 202 is driven by the drive unit 12 described above by the second moving mechanism 73 configured as described above. That is, the locking claw of the drive unit 12 is locked to the locking portion 202a of the slide body 202, and the locking claw is moved to the reagent container 3 side, whereby the extension portion 202n of the slide body 202 is moved to the reagent container. The penetrating needle 71 is moved from the drilling position P to the penetrating position R by pushing in to the third side (see FIG. 11).
このように構成した大気開放機構により、貫通孔７１による封止フィルム３４の貫通動作を、封止フィルム３４の面方向に直交する方向に沿って退避位置Ｑから孔あけ位置Ｐに移動し、その後貫通位置Ｒに移動するようにできる。これにより、貫通動作前においては貫通孔７１が退避位置Ｑにあることから、貫通動作前において貫通針７１が不意に封止フィルム３４に接触することを防止できる。したがって、貫通針７１により封止フィルム３４が不意に破れて試薬が漏れることを防止することができる。 With the air release mechanism configured in this way, the penetration operation of the sealing film 34 by the through hole 71 is moved from the retracted position Q to the punching position P along the direction orthogonal to the surface direction of the sealing film 34, and thereafter It can be moved to the penetration position R. Thereby, since the through hole 71 is in the retracted position Q before the penetrating operation, it is possible to prevent the penetrating needle 71 from unexpectedly contacting the sealing film 34 before the penetrating operation. Therefore, it is possible to prevent the reagent from leaking due to the sealing film 34 being unexpectedly broken by the penetrating needle 71.
また、スライド体２０２は、退避位置Ｑにおいて、封止フィルム３４の面方向上方に位置して、当該封止フィルム３４を外部から保護するカバー部を有する。本実施形態では、延出部２０２ｎのうち貫通針７１よりも先端側（係止部２０２ａが設けられた部分）がカバー部として機能する。これにより、貫通針７１が退避位置Ｑにある状態において、貫通針７１以外の外部からの接触により封止フィルム３４が破れてしまうことを防止することができる。 In addition, the slide body 202 has a cover portion that is located above the sealing film 34 in the retracted position Q and protects the sealing film 34 from the outside. In the present embodiment, the distal end side (the portion where the locking portion 202a is provided) of the extending portion 202n from the penetrating needle 71 functions as a cover portion. Thereby, it is possible to prevent the sealing film 34 from being torn by contact from the outside other than the penetrating needle 71 in a state where the penetrating needle 71 is at the retracted position Q.
次に、カートリッジ本体２０１の内部構成の詳細について、図１２を参照しつつ説明する。カートリッジ本体２０１は、図１２に示すように、肉厚部４０１の表面及び裏面に有底溝４１、４２が形成されるとともに肉薄部４０２の裏面に有底溝４３が形成された例えばＰＭＭＡ製の基材４０と、その基材４０の表面及び裏面上に第１、第２接着シート５０、５２を介して貼り合わされるＰＥＴ製のカバー部材たる第１、第２フィルム６０、６２とから構成されている。 Next, details of the internal configuration of the cartridge body 201 will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 12, the cartridge body 201 is made of, for example, PMMA having bottomed grooves 41 and 42 formed on the front and back surfaces of the thick portion 401 and having a bottomed groove 43 formed on the back surface of the thin portion 402. It is comprised from the base material 40 and the 1st, 2nd films 60 and 62 which are the PET-made cover members bonded together via the 1st, 2nd adhesive sheets 50 and 52 on the surface and the back surface of the base material 40. ing.
基材４０の肉厚部４０１の表面には混合用流路２４の表面側流路部２４ａを形成する第１有底溝４１が形成されており、肉厚部４０１の裏面には混合用流路２４の裏面側流路部２４ｂを形成する第２有底溝４２が形成されている。また、第１有底溝４１の下流側端部には接続流路部２４ｃの表面側接続流路部２４ｃ１が形成されており、第２有底溝４２の上流側端部には接続流路部２４ｃの裏面側接続流路部２４ｃ２が形成されている。また、肉厚部４０１の内部には容器ホルダ部２３が形成されており、当該容器ホルダ部２３の試薬導出針２３２の内部流路と第１有底溝４１の上流側端部とを接続する流路が形成されている。さらに肉厚部４０１の内部に形成された空間Ｓ１にスライド体２０２が挿入される。 A first bottomed groove 41 is formed on the surface of the thick portion 401 of the base material 40 to form the surface side flow passage portion 24a of the mixing flow passage 24, and the mixing flow is formed on the back surface of the thick portion 401. A second bottomed groove 42 forming the back surface side flow path portion 24b of the path 24 is formed. In addition, a surface-side connection flow path portion 24c1 of the connection flow path portion 24c is formed at the downstream end portion of the first bottomed groove 41, and a connection flow path is formed at the upstream end portion of the second bottomed groove 42. A back-side connection flow path portion 24c2 of the portion 24c is formed. Further, a container holder portion 23 is formed inside the thick portion 401, and connects the internal flow path of the reagent outlet needle 232 of the container holder portion 23 and the upstream end portion of the first bottomed groove 41. A flow path is formed. Further, the slide body 202 is inserted into the space S <b> 1 formed inside the thick portion 401.
また、基材４０の肉薄部４０２の裏面には測定用流路２５を形成する第３有底溝４３が形成されている。そして、この第３有底溝４３の始点は第２有底溝の終端と連続している。また、前述した通り、アパーチャ部２６が形成される位置の上流側付近においては、第３有底溝４３の幅が徐々に狭められており、アパーチャ部２６が形成される位置の下流側付近においては、第３有底溝４３の幅が徐々に拡大されている。このような有底溝４１〜４３及びフィルタ部Ｆの柱部は、基材表面より、例えばマイクロマシニング加工やホットエンボス加工、光造型などの任意の加工方法によって形成される。 Further, a third bottomed groove 43 that forms the measurement flow path 25 is formed on the back surface of the thin portion 402 of the substrate 40. The starting point of the third bottomed groove 43 is continuous with the end of the second bottomed groove 43. Further, as described above, in the vicinity of the upstream side of the position where the aperture portion 26 is formed, the width of the third bottomed groove 43 is gradually narrowed, and in the vicinity of the downstream side of the position where the aperture portion 26 is formed. The width of the third bottomed groove 43 is gradually enlarged. The bottomed grooves 41 to 43 and the column portions of the filter portion F are formed from the base material surface by an arbitrary processing method such as micromachining, hot embossing, or photomolding.
また第１フィルム６０は、基材４０の肉厚部４０１の表面形状と略一致する形状に形成されており、基材４０の肉厚部表面に貼り合わされた際に、第１有底溝４１の開口部を覆うことで混合用流路２４の表面側流路部２４ａを構成する。また、第２フィルム６２は、基材の肉厚部４０１及び肉薄部４０２の表面形状と略一致する形状に形成されており、基材４０の裏面に貼り合わされた際に、第２有底溝４２及び第３有底溝４３の開口部を覆うことで混合用流路２４の裏面側流路部２４ｂ及び測定用流路２５を構成する。なお、第２フィルム６２には、第３有底溝４３の終端に相当する位置に貫通孔６２ａが形成されている。また、第２フィルム６２には、基材４０の切欠部２１に対応する位置において切欠きが設けられておらず、基材４０および第２フィルム６２を接合した際に、フィルム６２の一部が切欠部２１上方を覆うように構成される。なお、この切欠部２１上方を覆うエリアは、第１の電極２７の一部である信号取出部２７ｃ、第２の電極２８の一部である検出信号出力部２８ｂ及び液体センサ２２１の一部である信号取り出し部２２１ｂが形成される。 The first film 60 is formed in a shape that substantially matches the surface shape of the thick portion 401 of the base material 40, and when the first film 60 is bonded to the thick portion surface of the base material 40, the first bottomed groove 41. The surface side flow path portion 24a of the mixing flow path 24 is configured by covering the opening. In addition, the second film 62 is formed in a shape that substantially matches the surface shape of the thick portion 401 and the thin portion 402 of the base material. When the second film 62 is bonded to the back surface of the base material 40, the second bottomed groove is formed. By covering the openings of 42 and the third bottomed groove 43, the back surface side flow channel portion 24b and the measurement flow channel 25 of the mixing flow channel 24 are configured. The second film 62 has a through hole 62 a at a position corresponding to the end of the third bottomed groove 43. Further, the second film 62 is not provided with a cutout at a position corresponding to the cutout portion 21 of the substrate 40, and when the substrate 40 and the second film 62 are joined, a part of the film 62 is formed. It is comprised so that the notch part 21 upper part may be covered. The area covering the upper portion of the notch 21 is a part of the signal extraction part 27 c that is a part of the first electrode 27, a detection signal output part 28 b that is a part of the second electrode 28, and a part of the liquid sensor 221. A signal extraction unit 221b is formed.
また、第２フィルム６２の表面の所定位置に微小量塗布された導電性金属としての銀（Ａｇ）に、薄い炭素被膜（Ｃ）を施すことで前述の第１の電極２７および第２の電極２８が形成されている。これらの電極を各々構成する液接触部２７ａおよび液検出部２８ａは、前述のように、測定用流路２５中を流れる希釈血液と接触することで電気的に導通し、さらに、液接触部２７ａおよび液検出部２８ａは、リード線を介して各々信号取出部２７ｂおよび検出信号出力部２８ｂに電気的に接続されている。なお、液体センサ２２１も同様に形成される。また、第１の電極等は、例えばスクリーン印刷やスパッタリング等の手法によって形成される。 The first electrode 27 and the second electrode described above are formed by applying a thin carbon coating (C) to silver (Ag) as a conductive metal applied in a minute amount at a predetermined position on the surface of the second film 62. 28 is formed. As described above, the liquid contact portion 27a and the liquid detection portion 28a constituting each of these electrodes are electrically connected by contacting with the diluted blood flowing in the measurement channel 25, and further, the liquid contact portion 27a. The liquid detection unit 28a is electrically connected to the signal extraction unit 27b and the detection signal output unit 28b through lead wires, respectively. The liquid sensor 221 is similarly formed. The first electrode and the like are formed by a method such as screen printing or sputtering, for example.
また、基材４０の肉厚部表面と第１フィルム６０とを接合するための第１接着シート５０は、基材４０の肉厚部表面全体を覆う、薄膜状の固形接着剤５０で構成されている。一方、基材４０の裏面と第２フィルム６２とを接合するための第２接着シート５２は、第２フィルム６２の液接触部２８ａ、液検出部２９ａ及び液接触部２２１ａが形成された場所に対応する部分を除いて、基材４０の裏面全体を覆う、薄膜状の固形接着剤で構成されている。この固形接着剤は、常温では固体であるが、所定温度程度以上に加熱すると溶融して粘着性が生じる性質を有している。そして、基材４０と第１、第２フィルム６０、６２との間に固形接着剤５０、５２を挟み込み、その状態で加熱することで基材４０と第１、第２フィルム６２とを接合するようにしている。 The first adhesive sheet 50 for joining the surface of the thick part of the substrate 40 and the first film 60 is composed of a thin-film solid adhesive 50 that covers the entire surface of the thick part of the substrate 40. ing. On the other hand, the second adhesive sheet 52 for joining the back surface of the substrate 40 and the second film 62 is formed at the place where the liquid contact part 28a, the liquid detection part 29a, and the liquid contact part 221a of the second film 62 are formed. It is comprised with the thin-film-like solid adhesive which covers the whole back surface of the base material 40 except the corresponding part. This solid adhesive is solid at room temperature, but has a property that it melts and becomes sticky when heated to a predetermined temperature or higher. Then, the solid adhesives 50 and 52 are sandwiched between the base material 40 and the first and second films 60 and 62, and the base material 40 and the first and second films 62 are joined by heating in this state. I am doing so.
＜計測手順について＞
次に、このような体液分析装置１００を用いて、希釈血液中の血球数および血球のサイズを計測する手順を、以下に説明する。
<About measurement procedure>
Next, a procedure for measuring the number of blood cells and the size of blood cells in diluted blood using such a body fluid analyzer 100 will be described below.
まず、カートリッジ本体２０１の容器ホルダ部２３内に試薬容器３を入れる。このとき、容器ホルダ部２３の試薬導出針２３２はシール部３２を挿通していない状態である。また、カートリッジ本体２０１に対するスライド体２０２の位置は、血液定量位置Ｘである。この状態で、カートリッジ２０を計測部本体１０に装着する。その後、試薬容器３が容器ホルダ部２３に装着されて、試薬導出針２３２がシール部３２を挿通する。なお、このとき、カートリッジ本体２０１の表面に形成された信号取出部２７ｃ、検出信号出力部２８ｃおよび信号取出部２２１ｃは、コネクタ部１４の導通部１４ａと接触し、この導通部１４ａよりカートリッジ本体２０１の液体センサ２２１、第１の電極２７および第２の電極２８に対して所定の電圧を印加するように、微量な電流を供給する。 First, the reagent container 3 is placed in the container holder 23 of the cartridge body 201. At this time, the reagent outlet needle 232 of the container holder 23 is not inserted through the seal portion 32. Further, the position of the slide body 202 with respect to the cartridge body 201 is a blood quantitative position X. In this state, the cartridge 20 is mounted on the measurement unit main body 10. Thereafter, the reagent container 3 is mounted on the container holder portion 23, and the reagent outlet needle 232 passes through the seal portion 32. At this time, the signal extraction part 27c, the detection signal output part 28c, and the signal extraction part 221c formed on the surface of the cartridge body 201 are in contact with the conduction part 14a of the connector part 14, and the cartridge body 201 is connected to the conduction part 14a. A small amount of current is supplied so that a predetermined voltage is applied to the liquid sensor 221, the first electrode 27, and the second electrode 28.
その後、計測部本体１０の外部に出ているカートリッジ本体２０１の血液導入口２２ａに血液を付着させる。そうすると上流側毛細管流路２２ｂ、定量用毛細管流路２２ｄ及び下流側毛細管流路２２ｃの毛細管現象により付着された血液が内部に導入される。このとき下流側毛細管流路２２ｃの下流側開口に設けられた液体センサ２２１からの検出信号を取得して、計測部本体１０は下流側毛細管流路２２ｃに血液が到達したかを判断する。下流側毛細管流路２２ｃに血液が到達したと判断した場合に、計測部本体１０は、スライド体２０２を血液定量位置Ｘから血液導入位置Ｙにスライドさせる。このとき、定量用毛細管流路２２ｄの外部にある血液は、上流側毛細管流路２２ｂを形成する形成壁部及び下流側毛細管流路２２ｃを形成する形成壁部により擦り切られて、定量用毛細管流路２２ｄに保持されている血液のみが血液導入位置Ｙに移動することになる。 Thereafter, blood is adhered to the blood introduction port 22a of the cartridge main body 201 that is outside the measurement unit main body 10. Then, blood adhering due to the capillary phenomenon of the upstream capillary channel 22b, the quantitative capillary channel 22d and the downstream capillary channel 22c is introduced into the inside. At this time, a detection signal from the liquid sensor 221 provided in the downstream opening of the downstream capillary channel 22c is acquired, and the measurement unit main body 10 determines whether blood has reached the downstream capillary channel 22c. When it is determined that the blood has reached the downstream capillary channel 22c, the measurement unit main body 10 slides the slide body 202 from the blood quantitative position X to the blood introduction position Y. At this time, the blood outside the quantification capillary channel 22d is scraped off by the formation wall part forming the upstream capillary channel 22b and the formation wall part forming the downstream capillary channel 22c, and the quantification capillary tube Only the blood held in the flow path 22d moves to the blood introduction position Y.
またこのとき、計測部本体１０は、スライド体２０２の延出部２０２ｎを試薬容器３側に押し込むことで、貫通針７１により試薬容器３の封止フィルム３４を貫通させて、試薬容器３を大気開放させる。 At this time, the measuring unit body 10 pushes the extending part 202n of the slide body 202 toward the reagent container 3 so that the sealing film 34 of the reagent container 3 is penetrated by the penetrating needle 71, and the reagent container 3 is moved to the atmosphere. Open.
スライド体２０２を血液導入位置Ｙに移動した後、液供給部１３が作動して、混合用流路２４内が負圧になり、当該混合用流路２４内に試薬容器３から試薬が吸引される。その後、液供給部１３は、ポンプを吸引動作及び吐出動作することにより、混合用流路２４内及び／又は試薬容器３内で血液及び試薬を混合する。混合後、液供給部１３により希釈血液が測定用流路２５内に吸引される。 After the slide body 202 is moved to the blood introduction position Y, the liquid supply unit 13 is operated, the inside of the mixing channel 24 becomes negative pressure, and the reagent is sucked from the reagent container 3 into the mixing channel 24. The Thereafter, the liquid supply unit 13 mixes blood and reagent in the mixing channel 24 and / or the reagent container 3 by performing suction and discharge operations of the pump. After mixing, the diluted blood is sucked into the measurement channel 25 by the liquid supply unit 13.
測定用流路２５内に供給された希釈血液が、アパーチャ部２６を通過して分岐し、一対の液接触部２７ａそれぞれに到達すると、コネクタ部１４は、信号取出部２７ｃを介して、これら液接触部２７ａ間の電気抵抗値を電気信号として検出する。この電気信号は、アパーチャ部２６を通過する希釈血液中の血球の数および体積（径）に基づいて変化する電気抵抗値に比例したパルス信号となっており、コネクタ部１４はこの電気信号から所定時間の間（例えば第１の電極２７の液接触部２７ａに到達した時点から第２の電極２８の液検出部２８ａに到達するまでの間）にアパーチャ部２６を通過した希釈血液中の血球の数および体積を算出し、ディスプレイ１０１等に出力する。 When the diluted blood supplied into the measurement flow channel 25 branches through the aperture portion 26 and reaches each of the pair of liquid contact portions 27a, the connector portion 14 passes through these signal extraction portions 27c to supply these liquids. The electrical resistance value between the contact portions 27a is detected as an electrical signal. This electrical signal is a pulse signal proportional to the electrical resistance value that changes based on the number and volume (diameter) of blood cells in the diluted blood that passes through the aperture section 26, and the connector section 14 receives a predetermined signal from this electrical signal. The amount of blood cells in the diluted blood that has passed through the aperture portion 26 during a period of time (for example, from the time when it reached the liquid contact portion 27a of the first electrode 27 until it reached the liquid detection portion 28a of the second electrode 28) The number and volume are calculated and output to the display 101 or the like.
また、測定用流路２５内に供給された希釈血液が、第１の電極の液接触部２７ａが設けられた位置を通過し、さらに、第２の電極の液検出部２８ａが設けられた位置まで到達すると、検出信号出力部２８ｂを介して、第２の電極２８間の電気抵抗値を電気信号として検出する。この電気信号がコネクタ部１４において検出されると、演算を停止するとともに、切り替えバルブを作動させて、開口部Ｈを、液供給部１３から切り替え、大気に連通させる。このことにより開口部Ｈを大気圧に戻し、希釈血液の吸引を停止する。 Further, the diluted blood supplied into the measurement channel 25 passes through the position where the liquid contact part 27a of the first electrode is provided, and further, the position where the liquid detection part 28a of the second electrode is provided. When the signal reaches the value, the electric resistance value between the second electrodes 28 is detected as an electric signal via the detection signal output unit 28b. When this electrical signal is detected at the connector section 14, the calculation is stopped and the switching valve is operated to switch the opening H from the liquid supply section 13 to communicate with the atmosphere. As a result, the opening H is returned to atmospheric pressure, and the suction of diluted blood is stopped.
このように、希釈血液中の血球の数を計測し終わると、カートリッジ２０を装着部１１より取り外し、希釈血液を収容した状態のカートリッジ２０を焼却等の所定の処理によって廃棄する。 Thus, when the number of blood cells in the diluted blood is measured, the cartridge 20 is removed from the mounting portion 11, and the cartridge 20 containing the diluted blood is discarded by a predetermined process such as incineration.
＜本実施形態の効果＞
このように構成した本実施形態に係る体液分析装置１００によれば、混合用流路２４を表面側流路部２４ａ、裏面側流路部２４ｂ及び接続流路部２４ｃから構成することにより、カートリッジ本体２０１の厚み方向に混合用流路２４を形成することができ、混合用流路２４の容量を可及的に大きくしながらも、カートリッジ２０の平面サイズをコンパクトにすることができる。特に本実施形態では、カートリッジ本体２０１の肉厚部２０１Ａである容器ホルダ部２３の側壁に、当該側壁の厚み方向に表面側流路部２４ａ及び裏面側流路部２４ｂを形成しているので、混合用流路２４の容積を可及的に大きくすることができる。また、混合用流路２４の容量を可及的に大きくできることから、体液と希釈液とを均一に混合できるようになり、体液の分析精度を向上させることができる。
<Effect of this embodiment>
According to the body fluid analyzer 100 according to the present embodiment configured as described above, the mixing flow path 24 includes the front surface side flow path section 24a, the back surface flow path section 24b, and the connection flow path section 24c. The mixing channel 24 can be formed in the thickness direction of the main body 201, and the planar size of the cartridge 20 can be made compact while increasing the capacity of the mixing channel 24 as much as possible. In particular, in the present embodiment, the surface side flow path portion 24a and the back surface side flow path portion 24b are formed on the side wall of the container holder portion 23, which is the thick portion 201A of the cartridge body 201, in the thickness direction of the side wall. The volume of the mixing channel 24 can be increased as much as possible. Further, since the volume of the mixing channel 24 can be increased as much as possible, the body fluid and the diluted solution can be mixed uniformly, and the analysis accuracy of the body fluid can be improved.
＜その他の変形実施形態＞
なお、本発明は前記実施形態に限られるものではない。
<Other modified embodiments>
The present invention is not limited to the above embodiment.
例えば、前記実施形態では接続流路部が表面側接続流路部、定量用毛細管流路及び裏面側接続流路部から構成し、接続流路部を用いて定量された血液を混合用流路に導入するように構成しているがこれに限られない。つまり、接続流路部を用いて定量された血液を導入しないように構成し、接続流路部を表面側流路部及び裏面側流路部の接続にのみ用いるようにしても良い。 For example, in the above-described embodiment, the connection channel portion includes a front-side connection channel portion, a quantification capillary channel, and a back-side connection channel portion, and blood quantified using the connection channel portion is a mixing channel. However, the present invention is not limited to this. That is, it may be configured not to introduce blood quantified using the connection flow path part, and the connection flow path part may be used only for connection of the front surface side flow path part and the back surface side flow path part.
また、前記実施形態の混合用流路が容器ホルダ部の表面側及び裏面側にのみ形成されるものであったが、混合用流路をカートリッジ本体の肉薄部にわたって形成しても良い。具体的には裏面側流路部をカートリッジ本体の肉薄部にわたって形成しても良い。一方で、測定用流路をカートリッジ本体の肉厚部にわたって形成しても良い。 Further, although the mixing channel of the embodiment is formed only on the front side and the back side of the container holder part, the mixing channel may be formed over the thin part of the cartridge body. Specifically, the back-side channel portion may be formed over the thin portion of the cartridge body. On the other hand, the measurement channel may be formed over the thick part of the cartridge body.
また、前記実施形態では、混合用流路の第１面側流路部及び第２面側流路部が表面側流路部及び裏面側流路部であったが、その他の側面を第１の面又は第２の面として、当該側面に第１面側流路部又は第２面側流路部を形成しても良い。 Moreover, in the said embodiment, although the 1st surface side flow path part and the 2nd surface side flow path part of the flow path for mixing were the surface side flow path part and the back surface side flow path part, other side surface is made into 1st. As the first surface or the second surface, a first surface side flow channel portion or a second surface side flow channel portion may be formed on the side surface.
さらに、前記実施形態では混合用流路をカートリッジ本体の表面側及び裏面側に形成するように構成しているが、測定用流路をカートリッジ本体の表面側及び裏面側に形成しても良い。 Furthermore, in the above-described embodiment, the mixing flow path is formed on the front surface side and the back surface side of the cartridge body, but the measurement flow path may be formed on the front surface side and the back surface side of the cartridge body.
具体的にこのカートリッジ２０は、図１２に示すように、測定用流路２５が、カートリッジ本体２０１の表面側に設けられた表面側流路部２５ａと、カートリッジ本体２０１の裏面側に設けられた裏面側流路部２５ｂと、前記表面側流路部２５ａ及び前記裏面側流路部２５ｂを連通する接続流路部２５ｃとを備えている。そして、前記接続流路部２５ｃにアパーチャ部２６が形成されるとともに、このアパーチャ部２６の両側流路部である表面側流路部２５ａ及び裏面側流路部２５ｂにそれぞれ電極２７ａが設けられている。このように構成されたカートリッジ２０において、希釈血液が表面側流路部２５ａ又は裏面側流路部２５ｂの一方からアパーチャ部２６を経て、表面側流路部２５ａ又は裏面側流路部２５ｂの他方に流動するときに、その希釈血液が前記アパーチャ部２７を通過する際に生じるインピーダンス変化を前記両電極２７ａによって検出する。 Specifically, in the cartridge 20, as shown in FIG. 12, the measurement flow path 25 is provided on the front surface side flow path portion 25 a provided on the front surface side of the cartridge main body 201 and on the back surface side of the cartridge main body 201. The back surface side flow path part 25b and the connection flow path part 25c which connects the said surface side flow path part 25a and the said back surface side flow path part 25b are provided. An aperture portion 26 is formed in the connection flow path portion 25c, and electrodes 27a are respectively provided on the front-side flow path portion 25a and the back-surface-side flow path portion 25b that are both-side flow path portions of the aperture section 26. Yes. In the cartridge 20 configured as described above, diluted blood passes through the aperture 26 from one of the front-side channel 25a or the back-side channel 25b, and the other of the front-side channel 25a or the back-side channel 25b. When the blood flows, the impedance change that occurs when the diluted blood passes through the aperture 27 is detected by the electrodes 27a.
ここで接続流路部２５ｃにおけるアパーチャ部２６の形成方法としては、接続流路部２５ｃの流路断面のサイズをアパーチャ部２６を形成する隙間（例えば４５μｍ×４０μｍの矩形）として、接続流路部２５ｃ自体をアパーチャ部２６としても良いし（図１２参照）、接続流路部２５ｃの上流側又は下流側に所定サイズ（例えば４５μｍ×４０μｍの矩形）の貫通孔を有するアパーチャ形成部材２６１を配置することにより構成しても良い。アパーチャ形成部材２６１によりアパーチャ部２６を形成する場合には、例えばＰＥＴシートに貫通孔を形成するようにしても良いし（図１３（ａ）参照）、シリコン基板に例えば異方性エッチングを施すことにより貫通孔を形成するようにしても良い（図１３（ｂ）参照）。なお、シリコン基板の貫通孔のサイズを約４５μｍ角とするためにはシリコン基板の厚みを約５０μｍとする。また、シリコン基板に貫通孔を形成して構成されるアパーチャ部２６において、アパーチャ部下流における希釈血液のよどみを防止するためにエッチングされたシリコン基板を貼り合わせることによりアパーチャ部を形成しても良い（図１３（ｃ）参照）。 Here, as a method of forming the aperture 26 in the connection channel 25c, the size of the channel cross section of the connection channel 25c is set as a gap (for example, a rectangle of 45 μm × 40 μm) forming the aperture 26, and the connection channel 25c itself may be used as the aperture part 26 (see FIG. 12), or an aperture forming member 261 having a through hole of a predetermined size (for example, a rectangle of 45 μm × 40 μm) is disposed on the upstream side or the downstream side of the connection flow path part 25c. You may comprise by. When the aperture part 26 is formed by the aperture forming member 261, for example, a through hole may be formed in the PET sheet (see FIG. 13A), or anisotropic etching is performed on the silicon substrate, for example. A through hole may be formed by (see FIG. 13B). In order to make the size of the through hole of the silicon substrate about 45 μm square, the thickness of the silicon substrate is about 50 μm. Moreover, in the aperture part 26 formed by forming a through-hole in the silicon substrate, the aperture part may be formed by attaching an etched silicon substrate to prevent stagnation of diluted blood downstream of the aperture part. (See FIG. 13 (c)).
また、前記実施形態の第２移動機構は、延出部の弾性変形を利用した撓み部により構成しているが、その他、被ガイド部と貫通針との間にヒンジ部を設けるように構成しても良い。 In addition, the second moving mechanism of the above embodiment is configured by a bending portion that uses elastic deformation of the extending portion. In addition, the second moving mechanism is configured such that a hinge portion is provided between the guided portion and the penetrating needle. May be.
その上、前記実施形態では、体液分析器具として血球カウンタに用いられるカートリッジについて説明したが、その他、尿検査における例えばたんぱく質分析又は唾液検査等に用いられるカートリッジとしても良い。 In addition, in the above-described embodiment, the cartridge used for the blood cell counter as the body fluid analysis instrument has been described. However, the cartridge may be used for, for example, protein analysis or saliva test in the urine test.
その他、本発明は前記実施形態に限られず、その趣旨を逸脱しない範囲で種々の変形が可能であるのは言うまでもない。 In addition, it goes without saying that the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
１００ ・・・体液分析装置
２０ ・・・カートリッジ（体液分析機器）
２０１ ・・・カートリッジ本体（器具本体）
２０１Ａ・・・肉厚部
２０１Ｂ・・・肉薄部
２３ ・・・容器ホルダ部
２４ ・・・混合用流路
２４ａ ・・・表面側流路部（第１面側流路部）
２４ｂ ・・・裏面側流路部（第２面側流路部）
２４ｃ ・・・接続流路部
２５ ・・・測定用流路
２６ ・・・アパーチャ部
２７ ・・・検出部
３ ・・・試薬容器（希釈液容器）
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 ... Body fluid analyzer 20 ... Cartridge (body fluid analyzer)
201 ... cartridge main body (equipment main body)
201A ... Thick part 201B ... Thin part 23 ... Container holder part 24 ... Mixing flow path 24a ... Surface side flow path part (first surface side flow path part)
24b ... back surface side flow path section (second surface side flow path section)
24c: Connection channel 25: Measurement channel 26: Aperture unit 27: Detection unit 3: Reagent container (diluent container)
Claims (4)
前記測定用流路の上流側に設けられて、前記体液及び前記希釈液を撹拌するための混合用流路と、
前記測定用流路及び前記混合用流路が形成された器具本体とを備え、
前記混合用流路が、前記器具本体の第１の面側に設けられた第１面側流路部と、
前記器具本体の第２の面側に設けられた第２面側流路部と、
前記第１面側流路部及び前記第２面側流路部を繋げる接続流路部とを有する体液分析器具。 A flow channel for measurement provided with a detection unit that circulates a liquid to be measured obtained by diluting a body fluid with a diluent and detects the liquid to be measured by physical or chemical means;
A mixing flow path provided on the upstream side of the measurement flow path for stirring the body fluid and the diluent;
An instrument body in which the measurement channel and the mixing channel are formed;
The mixing channel is a first surface side channel part provided on the first surface side of the instrument body;
A second surface side flow path portion provided on the second surface side of the instrument body;
A bodily fluid analysis instrument having a connection channel portion connecting the first surface side flow channel portion and the second surface side flow channel portion.
前記肉厚部に前記希釈液を貯留する希釈液容器を収容する容器ホルダ部が形成されるとともに、前記混合用流路が形成されており、
前記肉薄部に前記測定用流路が形成されている請求項１記載の体液分析機器。 The instrument body includes a thick part and a thin part,
A container holder portion for accommodating a diluent container for storing the diluent in the thick portion is formed, and the mixing channel is formed,
The body fluid analyzer according to claim 1, wherein the measurement channel is formed in the thin portion.
前記肉薄部の裏面側に前記測定用流路が形成されており、当該測定用流路が前記肉厚部の裏面側に設けられた第２面側流路部と繋がっている請求項２記載の体液分析器具。 The back surface of the thick part and the back surface of the thin part are formed to be flush with each other,
The measurement channel is formed on the back side of the thin part, and the measurement channel is connected to a second surface side channel part provided on the back side of the thick part. Body fluid analysis instrument.
Priority Applications (3)
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016520823A (en) * | 2013-04-30 | 2016-07-14 | ヒューレット−パッカード デベロップメント カンパニー エル．ピー．Ｈｅｗｌｅｔｔ‐Ｐａｃｋａｒｄ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ｃｏｍｐａｎｙ， Ｌ．Ｐ． | Microfluidic sensing device and system |
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2010
- 2010-08-23 JP JP2010186252A patent/JP2012042424A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US10272428B2 (en) | 2013-04-30 | 2019-04-30 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | Microfluidic sensing device and system |
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