JP5117963B2 - 分析装置 - Google Patents

Description

本発明は、血液試料などの試料における流動特性などを分析するための分析装置に関する。

血液の流動性や血液中の細胞の状態を検査する方法としては、血液フィルタを用いる方法がある（たとえば特許文献１，２）。血液フィルタは、微細な溝が形成された基板に他の基板を接合したものである。このような血液フィルタを用いる場合には、血液が溝を通過するときの血液中の細胞の状態を観察することができる。

図２５には、血液フィルタを用いた血液検査装置の一例を配管図として示してある。血液検査装置９は、送液機構９１、廃液機構９２、血液供給機構９３および流速測定機構９４を備えている。

送液機構９１は、血液フィルタ９０に所定の液体を供給するためのものであり、液保持ボトル９１Ａ，９１Ｂおよび送液ノズル９１Ｃを有している。液保持ボトル９１Ａは血液の流速を測定するために使用される生理食塩水を保持したものであり、液保持ボトル９１Ｂは配管を洗浄するために使用される蒸留水を保持したものである。

この送液機構９１では、送液ノズル９１Ｃを血液フィルタ９０に装着した状態で三方弁９１Ｄを適宜切り替えることにより、送液ノズル９１Ｃに生理食塩水が供給される状態と、送液ノズル９１Ｃに蒸留水が供給される状態とを選択することができる。

廃液機構９２は、血液フィルタ９０の液体を廃棄するためのものであり、廃液ノズル９２Ａ、減圧ボトル９２Ｂ、減圧ポンプ９２Ｃおよび廃液ボトル９２Ｄを有している。この廃液機構９２では、廃液ノズル９２Ａを血液フィルタ９０に装着した状態で減圧ポンプ９２Ｃを動作させることにより、配管９２Ｅの液体などが減圧ボトル９２Ｂに廃棄される。減圧ボトル９２Ｂの液体は、減圧ポンプ９２Ｂによって、配管９２Ｆを介して廃液ボトル９２Ｄに廃棄される。

血液供給機構９３は、血液フィルタ９０から液体を吸い出して血液供給用の空間を形成するとともに、血液供給用の空間に血液を供給するためのものであり、サンプリングノズル９３Ａを有している。

流速測定機構９４は、血液フィルタ９０を移動する血液の速度を測定するのに必要な情報を得るためのものであり、Ｕ字管９４Ａおよび測定ノズル９４Ｂを有している。Ｕ字管９４Ａは、血液フィルタ９０よりも高位置に配置されており、水頭差によって血液フィルタ９０の血液を移動させることができるようになっている。

血液検査装置９では、次のようにして血液の移動速度が測定される。

まず、図２６に示したように、血液フィルタ９０の内部を生理食塩水により置換する。より具体的には、送液機構９１の送液ノズル９１Ｃを血液フィルタ９０に装着するとともに、液保持ボトル９１Ａの生理食塩水を送液ノズル９１Ｃに供給可能状態に三方弁９１Ｄを切り替えておく。その一方、廃液機構９２の廃液ノズル９２Ａを血液フィルタ９０に装着するとともに、減圧ポンプ９２Ｃを動作させる。これにより、液保持ボトル９１Ａの生理食塩水が送液ノズル９１Ｃを介して血液フィルタ９０に供給されるとともに、血液フィルタ９０を通過した生理食塩水が廃液ノズル９２Ａを介して廃液ボトル９２Ｄに廃棄される。

次いで、血液フィルタ９０から送液ノズル９１Ｃを取り外し、図２７（ａ）に示したように、血液供給機構９３のサンプリングノズル９３Ａによって血液フィルタ９０の生理食塩水の一部を吸い出して、図２７（ｂ）に示したように血液を供給するための空間９５を形成する。

さらに、図２８（ａ）に示したように、サンプリングノズル９３Ａによって採血管９６から血液を採取する一方で、図２８（ｂ）に示したように、採取した血液９７を血液フィルタ９０の空間９５に充填する。

次いで、図２９（ａ）に示したように、流量測定機構９４の測定ノズル９４Ｂを血液フィルタ９０に装着する。これにより、Ｕ字管９４Ａと血液フィルタ９０との間に生じる水頭差によってＵ字管９４Ａの液体が血液フィルタ９０に向けて移動し、Ｕ字管９４Ａでの液面位置が変化する。血液検査装置９では、図２９（ｂ）に示したように、Ｕ字管９４Ａにおける液面位置の変化速度を複数のフォトセンサ９８によって検出し、その検出結果に基づいて、血液の移動速度を演算する。

図２５に示したように、血液フィルタ９０での血液の流動状態は、撮像装置９９Ａ用いて血液フィルタ９０を撮像することによりモニタ９９Ｂにおいて観察することができる。

血液検査装置９では、血液フィルタ９０に対する生理食塩水の充填を廃液機構９２の減圧ポンプ９２Ｃを利用して行なわれている。しかしながら、減圧により生理食塩水を充填する方法では、溶存酸素などに起因して、図３０に示したように血液フィルタ９０には気泡９０Ａが発生しやすい。特に、血液フィルタ９０における溝９０Ｂの角においては気泡９０Ａが発生しやすい。このようにして気泡９０Ａが発生した場合には、気泡９０Ａが成長し、溝９０Ｂを閉塞してしまう場合もあり得る。

このような不具合を回避するためには、高い負圧によって比較的に長時間、血液フィルタ９０に生理食塩水を流通させる必要が生じる。この場合には、測定時間が長くなるばかりか、使用する生理食塩水の量が多くなるとともに減圧ポンプの消費電力が大きくなり、ランニングコスト的に不利となる。

特開平２−１３０４７１号公報 特開平１１−１１８８１９号公報

本発明は、血液フィルタなどの抵抗体を用いた分析装置において、測定時間の短縮化とランニングコストの低減を図りつつ、測定時間の抵抗体における気泡の発生を抑制することを課題としている。

本発明においては、試料に移動抵抗を与えるための抵抗体と、前記抵抗体において前記試料を通過させるための動力を付与するための動力源と、前記抵抗体の内部における前記試料の移動速度を測定するための流量センサと、を備えた分析装置であって、前記抵抗体には複数の微細流路が設けられ、前記動力源は、前記抵抗体の前記複数の微細流路の上流側に脱着可能に配置された加圧機構と、前記抵抗体の前記複数の微細流路の下流側に装着可能に前記流量センサを介して配置された減圧機構とを含み、さらに、前記抵抗体の前記複数の微細流路の上流側には、試料供給機構が前記加圧機構と互いに脱着可能に配置されていることを特徴とする、分析装置が提供される。

上記加圧機構および上記減圧機構は、たとえばチューブポンプである。

上記抵抗体は、たとえば血液試料が移動するときに移動抵抗を与えるものである。

以下、本発明に係る分析装置の一例である血液検査装置について、図面を参照して具体的に説明する。

図１に示した血液検査装置１は、血液フィルタ２を用いて、たとえば全血などの血液試料の流動性、赤血球の変形形態および白血球の活性度を測定するように構成されたものである。この血液検査装置１は、液供給機構３、サンプリング機構４、廃液機構５および撮像機６を備えている。

図２ないし図５に示したように、血液フィルタ２は、血液を移動させる流路を規定するものであり、ホルダ２０、流路基板２１、パッキン２２、透明カバー２３およびキャップ２４を有している。

ホルダ２０は、流路基板２１を保持するためのものであるとともに、流路基板２１への液体の供給、および流路基板２１からの液体の廃棄を可能とするものである。このホルダ２０は、一対の小径円筒部２５Ａ，２５Ｂを、矩形筒部２６および大径円筒部２７の内部に設けたものである。一対の小径円筒部２５Ａ，２５Ｂは、上部開口２５Ａａ，２５Ｂａおよび下部開口２５Ａｂ，２５Ｂｂを有する円筒状に形成されており、フィン２５Ｃを介して矩形筒部２６および大径円筒部２７に一体化されている。大径円筒部２７は、流路基板２１を固定する役割をも果すものであり、円柱状凹部２７Ａを有している。円柱状凹部２７Ａは、パッキン２２が嵌め込まれる部分であり、その内部には一対の円柱状凸部２７Ａａが形成されている。矩形筒部２６と大径円筒部２７との間には、フランジ２０Ａが設けられている。このフランジ２０Ａは、キャップ２４をホルダ２０に固定するのに利用するものであり、平面視略矩形状に形成されている。フランジ２０Ａのコーナ部２０Ｂには円柱状突起２０Ｃが設けられている。

図３、図６および図７に示したように、流路基板２１は、血液を移動させるときに移動抵抗を与えるとともに、フィルタとして機能するものであり、ホルダ２０の大径円筒部２７（円柱状凹部２７Ａ）にパッキン２２を介して固定されている。図６ないし図９に示したように、流路基板２１は、たとえばシリコンにより全体として矩形板状に形成されており、その一面をフォトリソグラフィの手法を利用し、またエッチング処理を行なうことにより、土手部２８および複数の連絡溝２９を有するものとして形成されている。

土手部２８は、流路基板２１の長手方向の中央部において、蛇行状に形成されている。土手部２８は、流路基板２１の長手方向に延びる複数の直線部２８Ａを有しており、これらの直線部２８Ａによって導入用流路２８Ｂおよび廃棄用流路２８Ｃが規定されている。土手部２８の両サイドにはまた、図６および図７に示したようにホルダ２０の小径円筒部２５Ａ，２５Ｂの下部開口２５Ａｂ，２５Ｂｂに対応する部分に、貫通孔２８Ｄ，２８Ｅが形成されている。貫通孔２８Ｄは、小径円筒部２５Ａからの液体を流路基板２１に導入するためのものであり、貫通孔２８Ｅは流路基板２１の液体を小径円筒部２５Ｂに排出するためのものである。

一方、複数の連絡溝２９は、土手部２８の直線部２８Ａにおいて、その幅方向に延びるように形成されている。すなわち、連絡溝２９は、導入用流路２８Ｂと廃棄用流路２８Ｃとの間を連通させている。各連絡溝２９は、血球や血小板などの細胞の変形能を観察する場合には、その幅寸法は細胞の径よりも小さく設定され、たとえば４〜６μｍとされる。また、隣接する連絡溝２９の間の間隔は、たとえば１５〜２０μｍとされる。

このような流路基板２１では、貫通孔２８Ｄを介して導入された液体は、導入用流路２８Ｂ、連絡溝２９、および廃棄用流路２８Ｃを順に移動し、貫通孔２８Ｅを介して流路基板２１から廃棄される。

図２ないし図５に示したように、パッキン２２は、ホルダ２０の大径円筒部２７に流路基板２１を密閉状態で収容するためのものである。このパッキン２２は、全体として円板状の形態を有しており、ホルダ２０の大径円筒部２７における円柱状凹部２７Ａに嵌め込まれている。パッキン２２には、一対の貫通孔２２Ａおよび矩形凹部２２Ｂが設けられている。一対の貫通孔２２Ａは、ホルダ２０における大径筒部２７の円柱状凸部２７Ａが嵌め込まれる部分である。一対の貫通孔２２Ａに円柱状凸部２７Ａａを嵌め込むことにより、パッキン２２は大径円筒部２７に位置決めされる。矩形凹部２２Ｂは、流路基板２１を収容するためのものであり、流路基板２１の外観形状に対応した形態とされている。ただし、矩形凹部２２Ｂの深さは、流路基板２１の最大厚みと同程度もしくはそれよりも若干小さくされている。矩形凹部２２Ｂには、一対の連通孔２２Ｃ，２２Ｄが設けられている。これらの連通孔２２Ｃ，２２Ｄは、ホルダ２０の小径円筒部２５Ａ，２５Ｂの下部開口２５Ａｂ，２５Ｂｂを流路基板２１の貫通孔２８Ｄ，２８Ｅと連通させるためのものである。

図３ないし図５に示したように、透明カバー２３は、流路基板２１に当接させて流路基板２１における導入用流路２８Ｂ、連通溝２９および廃棄用流路２８Ｃを閉断面構造とするためものである。この透明カバー２３は、たとえばガラスにより円板状に形成されている。透明カバー２３の厚みは、ホルダ２０の大径円筒部２７における円柱状凹部２７Ａの深さよりも小さくされているとともに、透明カバー２３とパッキン２２の最大厚みの合計は、円柱状凹部２７Ａの深さよりも大きくされている。

図２ないし図５に示したように、キャップ２４は、流路基板２１をパッキン２２および透明カバー２３とともに固定するためのものであり、円筒部２４Ａおよびフランジ２４Ｂを有している。円筒部２４Ａは、ホルダ２０の大径円筒部２７を外套するものであり、貫通孔２４Ｃを有している。貫通孔２４Ｃは、流路基板２１における血液の移動状態を確認するときに、その視認性を阻害しないようにするためものである。フランジ２４Ｂは、ホルダ２０のフランジ２０Ａに対応した形態を有しており、そのコーナ部２４Ｄに凹部２４Ｅが設けられている。この凹部２４Ｅは、ホルダ２０のフランジ２０Ａにおける円柱状突起２０Ｃを嵌合させるためのものである。

上述のように、透明カバー２３の厚みは、ホルダ２０の大径円筒部２７における円柱状凹部２７Ａの深さよりも小さくされているとともに、透明カバー２３とパッキン２２の最大厚みの合計は、円柱状凹部２７Ａの深さよりも大きくされている。一方、矩形凹部２２Ｂの深さは、流路基板２１の最大厚みと同程度もしくはそれよりも若干大きくされている。そのため、キャップ２４によって流路基板２１をパッキン２２および透明カバー２３とともに固定したときに、パッキン２２が圧縮させられて透明カバー２３が流路基板２１に適切に密着させられ、流路基板２１と透明カバー２３との間から液体が漏れ出すことを抑制することができる。

図１に示した液供給機構３は、血液フィルタ２に液体を供給するためのものであり、ボトル３０，３１、三方弁３２、加圧ポンプ３３、および液供給ノズル３４を有している。

ボトル３０，３１は、血液フィルタ２に供給すべき液体を保持したものである。ボトル３０は、血液の検査のために使用する生理食塩水を保持したものであり、配管７０を介して三方弁３２に接続されている。一方、ボトル３１は、配管の洗浄ために使用する蒸留水を保持したものであり、配管７１を介して三方弁３２に接続されている。

三方弁３２は、液供給ノズル３４に供給すべき液体の種類を選択するためのものであり、配管７２を介して加圧ポンプ３３に接続されている。すなわち、三方弁３２を適宜切り替えることにより、ボトル３０から液体供給ノズル３４に生理食塩水が供給される状態、およびボトル３１から液体供給ノズル３４に蒸留水が供給される状態のいずれかを選択することができる。

加圧ポンプ３３は、ボトル３０，３１から液供給ノズル３４に液体を移動させるための動力を与えるためのものであり、配管７３を介して液供給ノズル３４に接続されている。加圧ポンプと３３としては、公知の種々のものを使用することができるが、装置を小型化する観点からは、チューブポンプを用いるのが好ましい。

液供給ノズル３４は、各ボトル３０，３１からの液体を血液フィルタ２に供給するためのものであり、血液フィルタ２の上部開口２５Ａａに装着されるものである。この液供給ノズル３４は、先端部に血液フィルタ２における小径筒部２５Ａの上部開口２５Ａａ（図２および図３参照）に装着されるジョイント３５が設けられている一方で、他端部において配管７３を介して加圧ポンプ３３に接続されている。

サンプリング機構４は、血液フィルタ２に血液を供給するためのものであり、サンプリングポンプ４０、血液供給ノズル４１、および液面検知センサ４２を有している。

サンプリングポンプ４０は、血液を吸引・吐出するための動力を付与するためのものであり、たとえばシリンジポンプとして構成されている。

血液供給ノズル４１は、先端部にチップ４３を装着して使用するものであり、サンプリングポンプ４０によってチップ４３の内部に負圧を作用させることにより、採血管８５からチップ４３の内部に血液を吸引し、サンプリングポンプ４０によってチップ内部の血液を加圧することにより血液を吐出するように構成されている。

液面センサ４２は、チップ４３の内部に吸引された血液の液面を検知するためのものである。この液面センサ４２は、チップ４３の内部の圧力が所定値となったときにその旨の信号を出力し、目的量の血液が吸引されたことを検出するものである。

廃液機構５は、各種配管および血液フィルタ２の内部の液体を廃棄するためのものであり、廃液ノズル５０、三方弁５１、流量センサ５２、減圧ボトル５３、減圧ポンプ５４、および廃液ボトル５５を有している。

廃液ノズル５０は、血液フィルタ２の内部の液体を吸引するためのものであり、血液フィルタ２における小径筒部２５Ｂの上部開口部２５Ｂａ（図２および図３参照）に装着されるものである。この廃液ノズル５０は、先端部に血液フィルタ２の上部開口部２５Ｂａに装着されるジョイント５０Ａが設けられている一方で、他端部が配管７４を介して三方弁５１に接続されている。

三方弁５１は、配管７６を介して流量センサ５２に接続させられているとともに、大気開放用の配管７Ａが接続されたものである。この三方弁５１では、減圧ボトル５３に液を廃棄しうる状態と、配管７Ａを介して配管７６に空気を導入する状態と、を選択することができる。この三方弁５１は、流量センサ５２よりも上流側に配置されており、後述する流量センサ５２の直線管５６には上流側から空気が導入されるようになされている。

図１０ないし図１２に示したように、流量センサ５２は、空気８０と血液８１との界面８２Ａ，８２Ｂを捕捉して空気８０の導入量を規制するため、あるいは血液フィルタ２中の血液の移動速度を測定するために利用されるものである。この流量センサ５２は、複数（図面上は５つ）のフォトセンサ５２Ａ，５２Ｂ，５２Ｃ，５２Ｄ，５２Ｅ、直線管５６およびプレート５７を有している。

複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅは、直線管５６における対応する領域を界面８２Ａ，８２Ｂが移動したか否かを検出するためのものであり、水平方向に対して傾斜した状態において、略等間隔に並んで配置されている。

各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅは、発光素子５２Ａａ，５２Ｂａ，５２Ｃａ，５２Ｄａ，５２Ｅａおよび受光素子５２Ａｂ，５２Ｂｂ，５２Ｃｂ，５２Ｄｂ，５２Ｅｂを有しており、それらの素子５２Ａａ〜５２Ｅａ，５２Ａｂ〜５２Ｅｂが互いに対面して配置された透過型センサとして構成されている。

もちろん、フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅとしては、透過型に限らず、反射型のものを使用することもできる。

図１３（ａ）に示したように、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅは、基板５８Ａ，５８Ｂ，５８Ｃ，５８Ｄ，５８Ｅに固定されており、基板５８Ａ〜５８Ｅとともに直線管５６に沿って移動させることができるようになされている。基板５８Ａ〜５８Ｅは、長孔５８Ａａ，５８Ｂａ，５８Ｃａ，５８Ｄａ，５８Ｅａにおいてボルト５９Ｃによってプレート５７に固定されており、ボルト５８Ａａ〜５８Ｅａを緩めることにより長孔５８Ａａ〜５８Ｅａに沿って移動させることができる。そのため、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅは、ボルト５８Ａａ〜５８Ｅａを緩めた状態で基板５８Ａ〜５８Ｅを移動させることにより直線管５６（長孔５８Ａａ〜５８Ｅａ）に沿って移動可能であり、ボルト５８Ａａ〜５８Ｅａを締めることによって位置固定可能なようになっている。

ここで、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの位置は、空気８０と液体８１との上流側の界面８２Ｂを液体８１の所定量に対応する距離だけ移動させた、移動後の界面８２Ｂに対して複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅを位置合わせすることにより調整される。

より具体的には、まず、直線管５６に空気８０が存在する状態とし、空気８０と液体８１との界面８２Ａにフォトセンサ５２Ａを位置合わせする。この位置合わせは、フォトセンサ５２Ａの受光素子５２Ａｂにおける受光量の変化を確認しつつ、基板５８Ａを直線管５６に沿って移動させることにより行なわれる。

次いで、界面８２Ａを液体８１の所定量に対応するだけ移動させる。たとえば、流量センサ５２において２５μＬに相当する量の液体８１の移動を合計１００μＬ分だけ検出する場合には、フォトセンサ５２Ａを位置合わせ後に液体８１の２５μＬに相当する量だけ界面８２Ａを繰り返し移動させ、移動後の界面８２Ａにフォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅのそれぞれを位置合わせする。フォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅの位置合わせは、フォトセンサ５２Ａの場合と同様に、受光素子５２Ｂｂ〜５２Ｅｂにおける受光量の変化を確認しつつ、基板５８Ｂ〜５８Ｅを直線管５６に沿って移動させることにより行なわれる。

直線管５６における界面８２Ａの移動（微量（たとえば２５μＬ）な液体８１の供給）は、たとえば配管を介して直線管５６を高精度ポンプに接続しておいた上で、高精度ポンプを用いて適切に行なうことができる。この高精度ポンプは、一般に血液検査装置１に組み込まれるものではなく、フォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅの位置合わせのために準備されるものである。

もちろん、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの位置の調整は、下流側の界面８２Ａを検出することにより行なってもよく、他の方法であってもよい。たとえば、実際に設置する直線管とは別に基準となる直線管（基準管）を配置したときの空気８０と液体８１との界面８２Ａを複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅを用いて検出することにより測定される第１移動時間を基準として調整してもよい。より具体的には、まず基準管を設置したときの空気（界面）が隣接するフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅ間を移動する時間や速度を予め測定しておく。次いで、実際に装置に組み込む直線管５６を設置したときの空気８０（界面８２Ａ）の隣接するフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅ間を移動する時間や速度を予め測定する。そして、基準管を設置したときと実際に使用する直線管を設置したときの空気８０（界面８２Ａ）との間に移動時間や移動速度のずれ（たとえば差分）がある場合には、ずれのあるフォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅを基板５８Ａ〜５８Ｅとともに移動させ、フォトセンサ５２Ａとの距離を適正化する。最後は、全てのボルト５８Ａａ〜５８Ｅａを締めることによりフォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅの位置を固定する。

このようにしてフォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅの位置を調整するようにすれば、液体８１の所定量に対応する間隔で複数のフォトセンサ５２Ｂ〜５２Ｅを配置することができる。そのため、実際に装置に設置する直線管５６の内径にバラツキ（基準管との内径のずれ）があったとしても、内径のバラツキに起因する測定誤差の発生を抑制することができる。特に、直線管５６の内径を小さく設定する場合であっても、適切に内径のバラツキに起因する測定誤差の発生を抑制することができる。

図１０および図１１に示したように、直線管５６は、測定時において、空気８０が移動させられる部分であり、配管７６を介して三方弁５１に接続されている一方で、配管７７を介して減圧ボトル５３の内部に連通させられている（図１参照）。配管７６，７７における直線管５６の近傍の内径は、直線管５６と同一または略同一（たとえば直線管５６の内面積の−３％〜＋３％の内面積に相当する内径）に設定するのが好ましい。この直線管５６は、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおける発光素子５２Ａａ〜５２Ｅａと受光素子５２Ａｂ〜５２Ｅｂとの間に位置するように、水平方向に対して傾斜した状態でプレート５７に固定されている。この直線管５６は、透光性を有する材料、たとえば透明ガラスあるいは透光性樹脂により、一様断面を有する円筒状に形成されている。ここで、一様断面を有する円筒状とは、内径が一定または略一定（たとえば目的とする内面積に対して−３％〜＋３％の範囲の内面積に相当する内径）の円形断面を有することを意味している。直線管５６の内径は、空気８０の移動速度を適切に測定できる範囲に設定すればよく、たとえば他の配管よりも内径が小さい０．９ｍｍ〜１．３５ｍｍとされる。また、直線管５６は、内径の寸法公差を考慮した場合、透明ガラスにより形成するのが好ましい。そうすれば、空気８０の移動速度をより正確に測定することが可能となる。

図１３（ｂ）に示したように、プレート５７は、直線管５６の傾斜角度を調整可能とするものであり、ボルト５９Ｂ，５９Ｃによって固定されている。ボルト５９Ｂ，５９Ｃを緩めた状態では、プレート５７はボルト５９Ｂを中心としてボルト５９Ｃが円弧状の長孔５７Ａに沿って相対的に移動することにより回転可能とされている。そのため、直線管５６は、ボルト５８Ａａ〜５８Ｅａを緩めた状態でプレート５７を回転させることにより水平方向に対する傾斜角度を調整することができるようになっている。

ここで、プレート５７（直線管５６）の傾斜角度は、直線管５６に作用する水頭差に応じて設定される。すなわち、直線管５６に作用する水頭差は、装置おいて使用する直線管５６を含んだ各種の配管の内径のバラツキなどにより装置間において誤差が生じ得るものであるため、直線管５６の傾斜角度を調整するようにすれば、水頭差のバラツキに起因する測定誤差の発生を抑制することができる。なお、直線管５６の傾斜角度は、直線管５６において界面８２Ａ，８２Ｂを移動させたときの移動速度や移動時間を利用して行なうことができる。この場合、

図１２（ａ）および図１２（ｂ）に示したように、空気８０（界面８０Ａ，８０Ｂ）が直線管５６を移動する場合には、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅに対応する領域における生理食塩水と空気８０の比率が徐々に変化するため、フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの受光素子５２Ａｂ〜５２Ｅｂにおいて得られる受光量（透過率）が変化する。そのため、フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおいて得られる受光量（透過率）が変化し始めた時点あるいは受光量（透過率）が変化し始めた後において受光量（透過率）が一定値になる時点などを基準として、界面８０Ａ，８０Ｂを検出することができる。そして、複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおいて界面８０Ａ，８０Ｂの通過を個別に検出すれば、界面８０Ａ，８０Ｂが隣接するフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの間を通過する時間、すなわち空気８０（界面８０Ａ，８０Ｂ）の移動速度を検出することができる。また、３つ以上のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅを設けることにより、ある時点での空気８０（界面８０Ａ，８０Ｂ）の移動速度ばかりでなく、空気８０（界面８０Ａ，８０Ｂ）の移動速度の経時的変化を測定することができる。

なお、複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの設置間隔は、たとえば血液フィルタ２を移動させる血液の量や直線管５６の内径に応じて選択され、流体量を基準として１０〜１００μＬに相当する量に対応する距離からか選択される。たとえば、１００μＬの血液を血液フィルタ２において移動させる場合、複数のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅの設置間隔は２５μＬに相当する量とされる。

ここで、空気８０の移動速度は、血液が血液フィルタ２（図１ないし図３参照）における流路基板２１を移動するときの移動抵抗に依存する。そのため、流量センサ５２において空気８０（界面８２Ａ，８２Ｂ）の移動速度を検出することにより、血液の流動性などの情報を得ることができるようになる。

図１に示した減圧ボトル５３は、廃液を一時的に保持するためのものであるとともに、減圧空間を規定するためのものである。この減圧ボトル５３は、配管７７を介して流量センサ５２に接続されている一方で、配管７８を介して減圧ポンプ５４に接続されている。ここで、配管７７は、直線管５６に導入する空気の容積よりも大きな内容積を有する長さに設定される。これにより、界面８２Ａ，８２Ｂの移動を検出する過程において界面８２Ａ，８２Ｂを直線管５６において移動させている途中で空気８０が減圧ボトル５３に噴出してしまうことを抑制することができる。その結果、界面８２Ａ，８２Ｂの検出過程における流体の移動抵抗の変化を抑制することが可能となって、界面８２Ａ，８２Ｂの移動状態を適切に検出することができるようになる。

図１４に示したように、減圧ボトル５３は、キャップ５３Ａを有しており、このキャップ５３Ａにおいて配管７７，７８に接続されている。配管７７における減圧ボトル５３との連結部分７７Ａは、水平または略水平延びるように配置されている。連結部分７８Ａはさらに、減圧ボトル５４の内部において突出している。キャップ５３Ａは、配管７７の連結部分７７Ａの端面に対向するように設けられた壁５３Ｂを有している。

減圧ボトル５３では、配管７７の連結部分７７Ａが水平または略水平に配置されているため、連結部分を垂直に配置する場合に比べて、容易かつ確実に直線管５６に作用する水頭差を目的値通りに設定することが可能となる。

連結部分７７Ａを減圧ボトル５３の内部に突出するようにすれば、連結部分７７Ａから吐出される液体が減圧ボトル５３の内面に沿って移動するのを抑制することができる。すなわち、減圧ボトル５３の内面に沿って液体が移動した場合には直線管６７に作用する水頭差が設定値からずれることとなるが、連結部分７７Ａを突出させておけば、液体が減圧ボトル５３の内面を移動することを回避することができる。

連結部分７７Ａの端面に対面させるように壁５３Ｂを設ければ、連結部分７７Ａから吐出した液体がキャップ５３Ａの周囲に飛び散ることを抑制し、吐出された液体を減圧ボトル５３の底部に適切に導くことができる。このことに加えて、連結部分７７Ａが水平または略水平に配置される場合であっても、壁５３Ｂを設けることにより、連結部分７７Ａに適切に負圧を作用させることができる。

図１に示した減圧ポンプ５４は、血液フィルタ２の内部の液体を吸引するため、あるいは大気を配管７Ａに導入するために、減圧ボトル５３の内部を減圧するものである。この減圧ポンプ５４は、減圧ボトル５３に対して配管７８を介して接続されている一方で配管７９を介して廃液ボトル５５に接続されており、減圧ボトル５３の廃液を廃液ボトル５５に送液する役割をも有している。減圧ポンプと５６としては、公知の種々のものを使用することができるが、装置を小型化する観点からは、チューブポンプを用いるのが好ましい。

廃液ボトル５５は、減圧ボトル５３の廃液を保持するためのものであり、配管７８，７９を介して減圧ボトル５３に接続されている。

撮像機６は、流路基板２１における血液の移動状態を撮像するためものである。この撮像機６は、たとえばＣＣＤカメラにより構成されており、流路基板２１の正面に位置するように配置されている。撮像機６における撮像結果は、たとえばモニタ６０に出力され、血液の移動状態をリアルタイムで、あるいは録画画像として確認することができる。

血液検査装置１は、図１に示した各要素の他に、図１５に示したように制御部１０および演算部１１をさらに備えている。

制御部１０は、各要素の動作を制御するためものである。この制御部１０は、たとえば三方弁３２，５１の切替制御、各ポンプ３３，５４の駆動制御、各ノズル３４，４１，５０の駆動制御、撮像機６やモニタ６０の動作制御を行なうものである。

演算部１１は、各要素を動作させるのに必要な演算を行うものであるとともに、流量センサ５２でのモニタリング結果に基づいて、血液フィルタ２における血液の移動速度（流動性）を演算するものでもある。

次に、血液検査装置１における動作について説明する。

まず、図１６に示したように、血液フィルタ２を所定位置にセットした上で、測定を開始する旨の合図を行なう。この合図は、たとえば血液検査装置１に設けられたボタンをユーザが操作することにより、あるいは血液フィルタ２をセットすることにより自動的に行なわれる。制御部１０（図１４参照）は、測定開始の合図があったと認識した場合には、血液フィルタ２の内部の気液置換動作を行なう。より具体的には、制御部１０（図１５参照）は、まず、液供給機構３の液供給ノズル３４を血液フィルタ２における小径筒部２５Ａの上部開口２５Ａａに装着させるとともに、廃液機構５の廃液ノズル５０を血液フィルタ２における小径筒部２５Ｂの上部開口２５Ｂａに装着させる。その一方、制御部１０（図１５参照）は、三方弁３２切り替えてボトル３０が液供給ノズル３４に連通した状態とするとともに、三方弁５１を切り替えて廃液ノズル５０が減圧ボトル５３に連通した状態とする。すなわち、ボトル３０と減圧ボトル５３との間が血液フィルタ２の内部を介して連通する。この状態において、制御部１０（図１４参照）は、液供給機構３の加圧ポンプ３３および廃液機構５の減圧ポンプ５４を駆動する。ここで、加圧ポンプ３３の加圧力は、たとえば１〜１５０ｋＰａとされ、減圧ポンプ５４の減圧力は、０〜−５０ｋＰａとされる。

このようにして加圧ポンプ３３および減圧ポンプ５４を駆動させた場合には、ボトル３０の生理食塩水は、配管７１〜７３を介して液供給ノズル３４に供給されるとともに、血液フィルタ２の内部を通過した後、廃液ノズル５０、配管７４〜７７を介して減圧ボトル５３に廃棄される。減圧ボトル５３に廃棄された生理食塩水は、減圧ポンプ５４の動力により、配管７８，７９を介して廃液ボトル５５に廃棄される。これにより、血液フィルタ２の内部の気体は生理食塩水により押し出され、血液フィルタ２の内部は生理食塩水により置換される。

血液検査装置１では、血液フィルタ２に対する気液置換を、血液フィルタ２の上流側に配置された加圧ポンプ３３、および血液フィルタ２の下流側に配置された減圧ポンプ５４を用いて行なわれている。そのため、血液フィルタ２の下流側に配置された減圧ポンプ５４のみを用いる場合に比べて、血液フィルタ２の内部に気泡が残存する可能性が著しく軽減され、血液フィルタ２の内部の気体を排出するのに必要な時間も軽減される。これにより、血液検査に必要な時間を短縮することが可能となる。また、血液検査装置１では、減圧ポンプ５４に加えて加圧ポンプ３３を併用しているものの、気液置換に必要なポンプ動力を小さくし、置換時間を短くすることができるため、ランニングコストを却って小さくすることができる。

次に、血液検査装置１では、図１７に示したように、配管７６の内部へ空気の導入するための処理を行なう。より具体的には、制御部１０（図１５参照）は、減圧ポンプ５４の動作を停止させ、図１８（ａ）から図１８（ｂ）に示した状態に三方弁５１を切り替えて配管７６が配管７Ａを介して大気に連通した状態とする。このとき、減圧ボトル５３（図１６参照）は、先の気液置換により減圧された状態となっている。そのため、配管７Ａを介して配管７６を大気に連通させることにより、減圧ボトル５３（図１７参照）の負圧によって、図１８（ｂ）および図１８（ｃ）に示したように配管７Ａを介して配管７６に空気８０が導入される。このような配管７６への空気８０の導入は、目的量の空気８０が配管７６に導入されるまで行なわれる。配管７６に導入すべき空気８０の量は、たとえば血液フィルタ２に供給される血液と同程度（たとえば１００μＬ）とされる。配管７６への空気の導入の停止は、たとえば予め選択されたフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおいて空気８０と液体（生理食塩水）８１との下流側の界面が検出されたときに三方弁５１を切り替えることにより行なわれる。このとき、空気８０は、液体（生理食塩水）８１の途中において空気溜りとして存在する。すなわち、空気８０の上流側および下流側の双方に液体（生理食塩水）８１が存在した状態となる。

もちろん、配管７６への空気の導入の停止は、フォトセンサ５２Ａにおいて下流側の界面を検出する方法には限定されず、たとえば三方弁５１の大気開放時間により制御してもよい。

次いで、図１９に示したように、血液検査装置１では、血液フィルタ２から生理食塩水８１を一定量廃棄し、血液フィルタ２に血液を供給するのに必要な空間８３を確保する。より具体的には、制御部１０（図１５参照）は、液供給ノズル３４を血液フィルタ２から取り外すとともに減圧ポンプ５４を駆動させる。これにより、図２０（ａ）および図２０（ｂ）に示したように、血液フィルタ２の内部の生理食塩水が廃液ノズル５０を介して吸引除去され、血液フィルタ２に空気８４が導入される。このとき、図２１（ａ）および図２１（ｂ）に示したように配管７６，７７の生理食塩水８１は、減圧ボトル５３（図１９参照）に向けて移動させられ、これに伴い、配管７６の空気８０も減圧ボトル５３（図１９参照）に向けて移動する。

その一方で、流量センサ５２のフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅでは、空気８０（下流側の界面８０Ａ）の移動距離が検出される。フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅでは、空気８０が通過する際には、受光素子５２Ａｂ〜５２Ｅｂにおける受光量が大きく、液体８１が通過する際には受光素子５２Ａｂ〜５２Ｅｂにおける受光量が小さいため、受光素子５２Ａｂ〜５２Ｅｂでの受光量の変化をモニタリングすることによりフォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおいて空気８０（下流側の界面）を検出することができる。そして、制御部１０（図１５参照）は、フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅにおいて空気８０が所定距離だけ移動したことが検出された場合には生理食塩水および空気８０の移動を停止させる。

ここで、配管７Ａを介して空気８０の導入は（図１８（ａ）ないし図１８（ｃ）参照）、たとえばフォトセンサ５２Ａにおいて下流側の界面８０Ａが検出されたときに停止するようにすることができる。その一方で、配管７Ａを介しての空気８０の導入量を血液フィルタ２への血液導入量を同程度とした場合、下流側の界面８２Ａがフォトセンサ５２Ａにおいて検出されたときに上流側の界面８２Ｂがフォトセンサ８２Ｂにおいて検出される位置に対応させることが可能となる。

このように血液検査装置１では、流量センサ５２において空気８０の位置を検出することにより、血液フィルタ２から生理食塩水の廃棄量を規制することとしている。そのため、従来の血液検査装置のように、血液供給ノズルに液面検知センサによって生理食塩水の廃棄量を規制する場合に比べて、血液検査装置１では生理食塩水の廃棄量の規制（界面出し）を短時間で行なうことができる。これにより、血液検査に要する時間を短縮化することが可能となる。

次いで、図２１に示したように、制御部１０（図１５参照）は、血液フィルタ２に設けられた空間８３に血液８４を供給させる。より具体的には、制御部１０（図１５参照）は、サンプリングポンプ４０の動力を利用して、採血管８５から血液供給ノズル４１に装着したチップ４３の内部に血液を吸引した後、図２２（ａ）および図２２（ｂ）に示したようにチップ４３の血液８４を血液フィルタ２の空間８２に吐出させる。血液フィルタ２に対する血液８４の吐出量は、空間８３の容積に対応した量とされ、その吐出量の制御は、液面検知センサ４２（図２２参照）においてチップ４３の内部の血液の液面を検知することにより行なわれる。

次いで、血液検査装置１では、図２３に示したように、血液フィルタ２の空間８２に供給された血液８４の検査を行なう。より具体的には、制御部１０（図１４参照）は、減圧ポンプ５４の動力を利用して、廃液ノズル５０を介して血液フィルタ２の生理食塩水８１を廃棄する。このとき、血液フィルタ２においては、生理食塩水８３とともに血液８４が移動させられる。

より具体的には、血液フィルタ２においては、血液８４は、流路基板２１と透明カバー２３との間に形成された流路（図６ないし図９参照）を通過した後に小径筒部２５Ｂに移動させられる。流路基板２１においては、血液８４は、図６ないし図９を参照して説明したように、貫通孔２８Ｄを介して導入用流路２８Ｂに導入された後に、連絡溝２９および廃棄用流路２８Ｃを順に移動し、貫通孔２８Ｅを介して廃棄される。ここで、連絡溝２９の幅寸法を血液８４中の血球や血小板などの細胞の径よりも小さく設定した場合には、細胞は変形しつつ連絡溝２９を移動し、あるいは連絡溝２９において目詰まりを起こす。このような細胞の状態は、撮像機６において撮影される。撮像機６における撮像結果は、リアルタイムでモニタ６０に表示してもよいし、録画後にモニタ６０において表示してもよい。

その一方で、図１１および図１２に示したように、流量センサ５２においては、直線管５６を移動する上流側の界面８２Ｂの移動がモニタリングされる。そして、演算部１１（図１５参照）では、各フォトセンサ５２Ａ〜５２Ｅから得られる情報に基づいて、空気８０が通過したか否かが判断されるとともに、空気８０の移動速度が演算される。空気８０の移動速度は、血液８４の移動速度、すなわち血液８４の流動性（抵抗）に相関するものであるから、空気８０の移動速度によって血液８４の状態を把握することができる。

ここで、流量センサ５２は、直線管５６が水平方向に傾斜して配置された構成であるため、直線管５６を水平方向に沿って配置する場合のように、製品ごとの直線管５６の内径のバラツキが流速の測定値に与える影響が抑制することができる。そのため、傾斜した直線管５６では、血液フィルタ２を通過する血液８３の流速を適切に把握できる。特に、直線管５６における空気８０の移動速度を大きくするために直線管５６の内径を小さく設定した場合のように内径のバラツキが流速に与える影響が大きくなる状況下においても、装置間に測定精度のバラツキが生じることを抑制することができる。

また、血液フィルタ２において血液を移動させるとき、空気８０の上流側に生理食塩水８１が存在する。その一方で、直線管５６に接続される配管７７は、直線管５６を移動させる空気８１の容積よりも大きな内容積を有する長さに設定されるため、直線管５６において空気８０を移動させている間は空気８０の下流側には常に生理食塩水８１が存在する。これにより、血液を移動させているときの配管における空気８０の移動に起因する移動抵抗の変化を抑制することができる。その結果、血液８３の移動速度と移動時間との関係において直線性を十分に確保することができるため、正確に血液８３の移動速度を測定することが可能となる。

特に、空気８０の移動する部分、たとえば直線管５６の内径を一様（一定または略一定）にし、あるいは直線管５６に加えて直線管５６に接続された配管７６，７７における直線管５６の近傍の内径を直線管５６と同一または略同一に設定すれば、空気８０が直線管５６の前後を移動する場合であっても、空気８０と配管の内面との間に接触面積の変化が生じることを抑制し、接触面積を一定または略一定に維持することができる。

図２４に示したように、血液の検査が終了した場合には、ユーザの選択により、廃液機構５の配管７３，７４，７６，７７の洗浄を行なう。このような洗浄処理は、血液フィルタ２をセットする位置に洗浄用のタミーチップ２′をセットした上で、ユーザが洗浄モードを選択することにより行なわれる。ここで、ダミーチップ２′は、外観形状において血液フィルタ２と同様なものであるとともに、その内部に連通孔２０′が設けられたものである。連通孔２０′は、血液フィルタ２における小径筒部２５Ａ，２５Ｂの上部開口２５Ａａ，２５Ｂａ（図２および図３参照）に対応する部分に設けられた開口２１′，２２′を有するものである。

血液検査装置１においては、洗浄モードが選択された場合には、制御部１０（図１４参照）は、まず、液供給機構３の液供給ノズル３４をダミーチップ２′における連通孔２０′の開口２１′に装着するとともに、廃液機構５の廃液ノズル５０をダミーチップ２′における連通孔２０′の開口２２′に装着する。その一方、制御部１０（図１４参照）は、三方弁３２切り替えてボトル３１が液供給ノズル３４に連通した状態とするとともに、三方弁５１を切り替え、廃液ノズル５０が減圧ボトル５３に連通した状態とする。すなわち、ボトル３１と減圧ボトル５３との間がダミーチップ２′の連通孔２０′を介して連通する。この状態において、制御部１０（図１５参照）は、液供給機構３の加圧ポンプ３３および廃液機構５の減圧ポンプ５４を駆動する。ここで、加圧ポンプ３３の加圧力は、たとえば１〜１５０ｋＰａとされ、減圧ポンプ５４の減圧力は、０〜−５０ｋＰａとされる。

このようにして加圧ポンプ３３および減圧ポンプ５４を駆動させた場合には、液ボトル３１の蒸留水は、配管７０，７２，７３を介して液供給ノズル３４に供給されるとともに、ダミーチップ２′の連通孔２０′を通過した後、廃液ノズル５０、配管７３，７４，７６，７７を介して減圧ボトル５３に廃棄される。減圧ボトル５３に廃棄された蒸留水は、減圧ポンプ５４の動力により、配管７８，７９を介して廃液ボトル５５に廃棄される。これにより、廃液機構５における配管７３，７４，７６，７７は蒸留水により洗浄される。

血液検査装置１では、血液フィルタ２よりも下流に設けられた流量センサ５２からの情報に基づいて、血液の状態を把握するようにしている。そのため、従来の血液検査装置のように、流量センサ５２と血液フィルタ２との間を繋ぐ配管およびノズルを、廃液機構５の配管７４，７６〜７９や廃液ノズル５０とは別に設ける必要はない。その結果、血液検査装置１は、装置構成が簡略化され、コスト的に有利に製造できるとともに装置の小型化が可能となる。そればかりか、駆動制御すべきノズルやバルブの数が少なくなることにより、平均故障時間（ＭＴＢＦ）を長くすることができる。また、流量センサ５２を廃液機構５の配管の途中に設けているため、流量センサ５２のための配管を廃液機構５の配管７４，７６〜７９とは別に設ける必要もなく、血液検査に必要な配管長を短くすることができる。そのため、血液検査時における流体抵抗を小さくすることができるため、血液検査時において減圧ポンプ５４に必要とされる動力を小さく設定することが可能となる。これにより、ランニングコストを低減することができる。

本発明に係る分析装置の一例としての血液検査装置を示す配管図である。 図１に示した血液検査装置で用いる血液フィルタを説明するための全体斜視図である。 図２のIII−III線に沿う断面図である。 図２に示した血液フィルタの分解斜視図である。 図２に示した血液フィルタを底面側から見た分解斜視図である。 図２に示した血液フィルタにおける流路基板の全体斜視図である。 図７（ａ）は図６に示した流路基板における連絡溝に沿った断面の要部の示す断面図であり、図７（ｂ）は図６示した流路基板における土手の直線部に沿った断面の要部を示す断面図である。 図６示した流路基板の要部を拡大して示した斜視図である。 図２に示した血液フィルタを説明するための要部を示す断面図である。 図１に示した血液検査装置における流量センサを示す正面図である。 図１０に示した流量センサの要部を示す断面図である。 図１０に示した流量センサの動作を説明するための要部を拡大して示した断面図である。 図１０に示した流量センサの動作を説明するための正面図である。 図１に示した血液検査装置における減圧ボトルの要部を示す断面図である。 図１に示した血液検査装置のブロック図である。 図１に示した血液検査装置における気液置換動作を説明するための配管図である。 図１に示した血液検査装置における空気導入動作を説明するための配管図である。 図１に示した血液検査装置の空気導入動作における三方弁周りの状態を説明するための一部破断図である。 図１に示した血液検査装置における血液フィルタに空間を形成するための廃液動作を説明するための配管図である。 図２に示した血液フィルタに空間を形成するための廃液動作を説明するための血液フィルタ周りの断面図である。 図１に示した血液検査装置における血液フィルタに対する血液供給動作を説明するための配管図である。 図２に示した血液フィルタに対する血液供給動作を説明するための血液フィルタ周りの断面図である。 図１に示した血液検査装置における測定動作を説明するための配管図である。 図１に示した血液検査装置における配管の洗浄動作を説明するための配管図である。 従来の血液検査装置の一例を示す配管図である。 図２５に示した血液検査装置における気液置換動作を説明するための配管図である。 図２７（ａ）は図２５に示した血液検査装置における血液フィルタに対する液排出動作を説明するための配管図であり、図２７（ｂ）は図２５に示した血液検査装置における血液フィルタからの廃液出動作を説明するための血液フィルタ周りの断面図である。 図２８（ａ）は図２５に示した血液検査装置における血液フィルタに対する血液供給動作を説明するための配管図であり、図９８（ｂ）は図２５に示した血液検査装置における血液フィルタに対する血液供給動作を説明するための血液フィルタ周りの断面図である。 図２９（ａ）は図１に示した血液検査装置における測定動作を説明するための配管図であり、図２９（ｂ）は測定動作における流路センサを説明するための正面図である。 図２５に示した血液検査装置における血液フィルタに気泡は生成した状態を示すモニタ画面の正面図である。

符号の説明

１ 血液検査装置（分析装置）
２ 血液フィルタ
３３ 加圧ポンプ
５２ 流量センサ
５３ 減圧ボトル
５４ 減圧ポンプ
５８Ａ〜５８Ｅ （流量センサの）フォトセンサ
５６ （流量センサの）直線管
７７ 配管
８０ 空気
８１ 血液

Claims (2)

1. 試料に移動抵抗を与えるための抵抗体と、前記抵抗体において前記試料を通過させるための動力を付与するための動力源と、前記抵抗体の内部における前記試料の移動速度を測定するための流量センサと、を備えた分析装置であって、
   前記抵抗体には複数の微細流路が設けられ、
   前記動力源は、前記抵抗体の前記複数の微細流路の上流側に脱着可能に配置された加圧機構と、前記抵抗体の前記複数の微細流路の下流側に装着可能に前記流量センサを介して配置された減圧機構とを含み、
   さらに、前記抵抗体の前記複数の微細流路の上流側には、試料供給機構が前記加圧機構と互いに脱着可能に配置されていることを特徴とする、分析装置。
2. 前記加圧機構および前記減圧機構は、チューブポンプであることを特徴とする、請求項１に記載の分析装置。

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