JP4440840B2 - 粒子数計測装置 - Google Patents

Description

本発明は、被計測液の物理的又は化学的性質を測定する測定装置に関する。

例えば、コールターカウンタ（クールタカウンタ）と呼ばれる粒子数計測用の測定装置は、特許文献１に示すように、測定装置内部に設けた液収容部に、粒子（前記文献では血球や細胞）を含む電解液からなる被計測液を溜めておき、その液収容部からポンプで被計測液を吸い出す流路上に粒子がおおよそ１つ通過するだけの微細なアパーチャを設け、そのアパーチャを粒子が通過するときのインピーダンス変化を計測することで、粒子通過数をカウントするものであり、例えば、そのカウント数を、アパーチャを通過した被計測液の容量で割ることにより、被計測液単位容量あたりの粒子数を演算するように構成されている。
特開２００４−２５７７６８号公報

ところが、従来は、アパーチャを通過した被計測液の容量を知るために、これを別途測定したり、あるいは精密ポンプ等を用いてアパーチャを一定流量が通過するようにし、その時間で被計測液の容量を算出するようしているため、例えば前者の場合であれば手間がかかって測定のリアルタイム性が失われる不具合があり、さらに前後者に共通して言えることであるが、装置構成が複雑になるといった不具合がある。

また、この種の粒子数計測装置では、流路に被計測液を導入するために流路終端を開放せざるを得ないところ、被計測液を供給しすぎて、流路終端から溢れさせてしまうといった不具合も存在する。特に、被計測液が血液や体液のようなものであると、このような溢れ現象は、メンテナンス性だけなく、衛生面、安全面にも問題を及ぼす恐れがある。

そしてかかる不具合は、粒子数計測装置のみならず、測定にあたって、被計測液の物理的、化学的性質に加えて被計測液の容量をも測定しなければならない種々の測定装置に共通して言えることである。

そこで本発明は、簡単な構造で、被計測液の物理的、化学的性質を測定するとともに、測定した被計測液の容量をリアルタイムで知ることができ、かつ、前記流路の終端部から被計測液が外部に漏れることを防止できる測定装置を提供することをその主たる所期課題としたものである。

すなわち、本発明にかかる測定装置は、被計測液を導入する導入口を一端に有するとともに他端を外気に導通させてなる流路と、その流路上に設けた前記被計測液の計測に用いる第１の検出部と、前記流路上における第１の検出部よりも他端に近い所定位置に前記被計測液が到達したことを検出する第２の検出部と、を備えており、前記第２の検出部が、前記第１の検出部から当該第２の検出部までの流路の容積が予め定めた一定容量となる位置に設けられ、さらに前記第２の検出部が、前記流路の他端の開口部から当該第２の検出部までの流路の容積が前記被計測液の供給停止の遅れを考慮した容量以上となる位置に設けられていることを特徴とする。

このようなものであれば、第１の検出部に被計測液が到達するとともに測定を開始し、第２の検出部で被計測液が通過したことを最初に検出した時点で、その測定を停止することによって、その間に第１の検出部を流れた被計測液の量は、既知である前記一定容量となるわけであるから、例えば、第１の検出部での測定量を前記一定容量で割ることにより、被計測液単位容量あたりの測定量を容易に、しかもほぼリアルタイムで算出できる。しかも、精密な流量制御等は全く必要なく、構成を簡単化できる。

さらに、第２の検出部で被計測液が通過したことを最初に検出した時点で、被計測液の供給を停止することで、液溢れを容易に防止できる。実際には、被計測液の供給を停止に若干の遅れが生じることから、少なくとも、その遅れを考慮した容量分は、第２の検出部を流路他端の開口部よりも上流側に配置しておくことが好ましい。

かかる効果は、前記各検出部からの電気的出力信号を受信して、分析演算処理を行う計測部本体と、前記流路及び各検出部を内部に有するとともに、前記各検出部の電極の一端部を流路外部に表出させてなり、その電極一端部において前記計測部本体に着脱可能に接続されるカートリッジとを別体で設けているものにおいて特に顕著となる。

具体的には、前記被計測液が粒子を含む電解液からなるものであり、前記第１の検出部が、流路上に設けたアパーチャ部と、同流路上であって前記アパーチャ部を挟む位置に配置された一対の計測用電極とからなるものであり、前記一対の計測用電極間に生じる電気抵抗の変化に基づいて前記アパーチャ部を通過する粒子数を計測可能に構成しているものを挙げることができる。

第１の検出部は、前述したように被計測液に接触して測定するものでも構わないし、非接触で計測するものでも構わない。その一例としては、前記第１の検出部が、被計測液自身の発光または外部光を照射されることによる透過光、反射散乱光、蛍光を透過する、流路壁に形成した窓を有してなるものを挙げることができる。

前記第２の検出部も同様であり、接触型、非接触型の双方を用いることができる。

前記カートリッジを安価に構成するための具体的実施態様としては、前記カートリッジが、表面に開口した有底溝を有する基材と、その基材の表面に貼り付けられて有底溝の開口を閉塞し、前記流路を形成するフィルム等のカバー部材とから構成されるものが挙げられる。このとき、前記カバー部材の基材側の面に薄膜状の前記計測用電極を設け、その計測用電極の一部を流路対応部分に形成して前記液接触部とするとともに、カバー部材の一部を基材から突出させ、その突出部分に前記計測用電極の一部を形成して信号取出部としておけばよい。

また、検出部に電極を利用した場合、その電極としては、カーボン薄膜を利用してなるものが耐腐食性の点からは好ましい。また、耐腐食性を維持しつつその抵抗値を可及的に下げるには導電性金属にカーボン被膜して構成されているものがより好適である。

検出部をこのような薄膜電極で形成した場合、前記カバー部材に電極を形成することが、カートリッジを製作する際の工数を大幅に低減するうえで望ましい。

前記流路は、１本のみならず、例えば、第１の検出部から下流側において２分岐し、その分岐された流路より下流側に第２の検出部を一対設けているものでも構わない。

以上、説明したように、本発明に係る測定装置によれば、流路上に第１、第２の検出部を設けるという、極めて簡単な構成で、被計測液の物理的、化学的性質を測定するとともに、測定した被計測液の容量をリアルタイムで知ることができ、かつ、前記流路の終端部から被計測液が外部に漏れることを防止できる。

以下、本発明の一実施形態について、図１から図６を参照しつつ説明する。図１は、本発明に係る測定装置の一例である細胞数計測装置１の概略構成を示すブロック図であり、計測部本体１０に、カートリッジ２０が装着された様子を示している。図２は計測部本体１０から取り外されたカートリッジ２０の全体像を示す斜視図であり、図４は、このカートリッジ２０を形成する主要構成部を示す部分分解図である。また、図３はカートリッジ２０中に形成されるアパーチャ部２４を含む流路の一部分を拡大して示す部分拡大図を示している。また、図５はカートリッジ２０中の電極が形成されている流路断面の一部分を拡大して示している。図６は、カートリッジ２０に検体血液を導入するときの構造を示す模式的な側面図である。なお、本実施形態において、計測対象となる被計測液は検体血液とし、カウントする対象の細胞は前記検体血液中に含まれる血球とした例を示すものとする。

図１に示すように、この細胞数計測装置１は、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矩形板状のカートリッジ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の内部に被計測液である薄めた検体血液（以下検体血液という）を、この計測部本体１０とは別体で設けた液収容タンクＴ（後述する）から導くための液供給部１２と、カートリッジ２０から信号を取り出すためのセンサ部１３と、このセンサ部１３からの電気信号を検出して被計測液中に含まれる細胞数をカウントするカウント部１４とを備えている。

前記装着部１１は、カートリッジ２０の幅および厚さよりも若干大きく形成され、カートリッジ２０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で構成されている。そして、カートリッジ２０を装着した際に、カートリッジ２０を把持する一部分を残して、カートリッジ２０の大部分がこの凹部１１ａ内に収容されるようにしてある。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３参照）に嵌合する突出部１５が形成されており、この突出部１５の表面上に、カートリッジ２０に設けた電極２６に接触して電気信号を受信するセンサ部１３の一部（導通部１３ａ）が形成されている。

液供給部１２は、図６に示すように、吸入ポンプＰ及びバルブＶを主体として構成されている。この吸入ポンプＰは、カートリッジ２０を前記装着部１１に装着した際に、後述するカートリッジ流路２３の終端開口部２５に接続されて、ここを負圧にし、流路導入口２２から検体血液滴を、当該流路２３内に吸引して導くものである。

センサ部１３は、装着部１１の凹部１１ａの内側と電気的に導通する導通部１３ａを備えており、カートリッジ２０の電極２６に、カートリッジ装着時において接触し、前記電極２６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比例し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カウント部１４に出力する。

カウント部１４は、センサ部１３から出力された電気信号をパルス信号に変換し、流路２３中に導入された検体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（図示せず）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、外部のディスプレイ（図示せず）等に出力される。

次に、カートリッジ２０の詳細な構成について図２〜図５を参照しつつ説明する。

図２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（上面）に開口した導入口２２を備えている。そして、この導入口２２に導通するように形成された流路２３が、導入口２２から前記先端側に向かってカートリッジ全体を二分するように直線的に伸びて構成される。この流路２３は、前記先端側の切欠部２１付近で、流路２３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２４が形成されている。なお、アパーチャ部２４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。

そして、流路２３は、図２、図３、図４に示すように、このアパーチャ部２４が形成された位置から下流に向かって２分岐する。しかしてアパーチャ部２４近傍の流路２３のうち、アパーチャ部２４よりも上流側の流路２３ａでは、アパーチャ部２４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２３ｂ、２３ｃでは、アパーチャ部２４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。このように流路２３を形成することによって、アパーチャ部２４を通過する検体血液の流れが乱れることがなく、検体血液中に含まれる血球が順序よくアパーチャ部２４を通過することになる。

アパーチャ部２４より下流側の流路２３ｂ、２３ｃについて述べておくと、これら流路２３ｂ、２３ｃは、分岐した位置からそれぞれカートリッジ２０の先端辺に沿って僅かに直線的に形成された後、折れ曲がってカートリッジ後端部に向かって直線状に進み、後端部から再度先端部に向かう。これを複数回繰り返してジグザグに形成される。このように、流路２３は、複数回に分けてカートリッジ２０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２０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２０内部の限られた領域の中で、流路２３をできるだけ長く確保している。また、流路２３の最終端部は、導入口２２と同じくカートリッジ２０の表面（上面）に開口した開口部２５に連通しており、導入口２２から導入された検体血液は、流路２３内に含まれる空気を開口部２５から押し出すようにして流路２３内を進むように構成している。

一方、流路２３におけるアパーチャ部２４より下流側であって、アパーチャ部２４を通過した検体血液と接触する位置に、アパーチャ部２４を挟むように一対の電極２６（以下、第１の電極２６とも言う）が配置されている。この電極２６は、流路２３の内壁に面するように形成された液接触部２６ａと、この液接触部２６ａから引き出されたリード線２６ｂと、このリード線２６ｂを介して液接触部２６ａ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２６ｃとから構成されており、前記アパーチャ部２４とともに第１の検出部としての役割を果たす。

前記第１の電極２６における液接触部２６ａの下流側には、第２の電極２７を設けている。第２の電極２７は、液接触部２６ａからの流路容量が予め定めた一定容量となる下流側（具体的には流路２３の終端から所定距離上流側）に設けた液検出部２７ａと、この液検出部２７ａから引き出されたリード線２７ｂと、このリード線２７ｂの終端に連続し、前記信号取出部２６ｃの側方に設けた検出信号出力部２７ｃとから構成されており、検体血液が液検出部２７ａに到達したことを検出する第２の検出部として作用する。

つまり、液接触部２６ａと接触した後に流路２３中を進む検体血液が、この液検出部２７ａ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２７ａから引き出されたリード線２７ｂを介して検出信号出力部２７ｃに送られ、これによって検体血液が流路２３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、検体血液が流路２３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１２による検体血液の供給を停止することで、検体血液が流路終端の開口部２５に到達して溢れることを防止できるようにしてある。

なお、第１の電極２６の信号取出部２６ｃと、第２の電極２７の検出信号出力部２７ｃ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２６ｃおよび検出信号出力部２７ｃが、センサ部１３の導通部１３ａに電気的に接触するように構成されている。

次に、カートリッジ２０の内部構成の詳細について、図４を参照しつつ説明する。カートリッジ２０は、図４に示すように、矩形板状の基材３０と、その基材３０の表面３０ａ上に接着層４０を介して貼り合わされるＰＥＴ製のカバー部材たるフィルム５０とから構成されている。

基材３０の先端側の略中央付近には、カートリッジ２０の切欠き部２１を形成する凹部が形成されるとともに、基材表面３０ａに開口した、幅、深さが１ｍｍ程度の有底溝３２が形成されている。また、有底溝３２の始端および終端においては、カートリッジ２０の導入口２２および開口部２５を形成するように、カートリッジ表面側に向けてやや面積を広げた略円筒状の空隙部３３ａ、３３ｂ、３３ｃが設けられている。また、前述した通り、アパーチャ部２４が形成される位置の上流側付近においては、有底溝３２の幅が徐々に狭められており、アパーチャ部２４が形成される位置の下流側付近においては、溝３２の幅が徐々に拡大されている。このような有底溝３２は、基材表面３０ａより、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てもよいし、基材３０を樹脂で構成する場合においては、精密射出成形等の手法により、予めこのような溝を有する形状に成形してもよい。

またフィルム５０は、基材表面３０ａの形状と略一致する矩形に形成されており、基材表面３０ａに貼り合わされた際に、有底溝３２の開口部３２ａを覆うことで流路２３を構成するとともに、有底溝３２の始端および終端に形成された空隙部３３ａ、３３ｂ、３３ｃに相当する位置に、この空隙部の形状に略一致する貫通孔５１ａ、５１ｂ、５１ｃが形成されている。また、フィルム５０には、基材３０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３０およびフィルム５０を接合した際に、フィルム５０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５２には、第１の電極２６の一部である信号取出部２６ｃ及び第２の電極２７の一部である検出信号出力部２７ｃが形成される。

また、図５に示すように、フィルム５０の裏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２６および第２の電極２７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２６ａおよび液検出部２７ａは、前述のように、流路２３中を流れる検体血液と接触することで電気的に導通し、さらに、液接触部２６ａおよび液検出部２７ａは、リード線２６ｂ、２７ｂを介して各々信号取出部２６ｃおよび検出信号出力部２７ｃに電気的に接続されている。

また、フィルム５０の裏面に形成される第１の電極２６および第２の電極２７は、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ている。もっとも、上述以外の手法により、これらの電極を形成することもできることは言うまでもなく、例えばフィルム５０の裏面全体に銀および炭素の混合材料の層を堆積させ、エッチングや電気処理によって不要な部分の銀を除去または変質させるといった手法を用いても、これらの電極を形成することは可能である。この場合、前述のスクリーン印刷やスパッタリングによって形成された電極に比して、より膜厚の小さい電極を形成することができる。

また、液接触部２６ａおよび液検出部２７ａの有する電気抵抗の大きさがそれほど問題とならない場合は、導電性金属としての銀（Ａｇ）を塗布せず、炭素（Ｃ）のみで液接触部２６ａおよび液検出部２７ａを形成することもできる。

また、基材３０とフィルム５０とを接合するための接着層４０は、フィルム５０の貫通孔５１ａ〜５１ｃと、液接触部２６ａおよび液検出部２７ａが形成された場所に対応する部分を除いて、基材３０の表面全体を覆う、薄膜状の固形接着剤４０で構成されている。この固形接着剤４０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３０とフィルム５０との間に固形接着剤４０を挟み込み、その状態で加熱することで基材３０とフィルム５０とを接合するようにしている。

なお、詳細は省略するが、基材３０とフィルム５０との接合は、前述のような接着層４０（接着剤）による精密な貼り合わせによる接合以外に、拡散接合やレーザ接合を用いて行うこともできる。

次に、このような細胞数計測装置１を用いて、被計測液である検体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。

図６に示すように、まず、キャピラリ等で定量採血した検体血液と希釈液とを希釈タンクＴにて混合し、この希釈タンクＴを、その下端排出口がカートリッジ２０の導入口２２に連通するように、当該カートリッジ２０上に接続部材Ｃを介して結合する。

次にカートリッジ２０を、計測部本体１０に装着する。このとき、カートリッジ２０の表面に形成された信号取出部２６ｃおよび検出信号出力部２７ｃは、センサ部１３の導通部１３ａと接触し、この導通部１３ａよりカートリッジ２０の第１の電極２６および第２の電極２７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。なお当初は、カートリッジ２０の流路２３中には検体血液が導入されていないため、第１の電極２６間の電気抵抗値は無限大になる。また、このとき、カートリッジ開口部２５が液供給部１２に接続される。

その後、液供給部１２が作動して、開口部２５が負圧になり、カートリッジ２０の導入口２２を介して検体血液が流路２３中に吸引される。

流路２３内に供給された検体血液が、アパーチャ部２４を通過して分岐し、一対の液接触部２６ａそれぞれに到達すると、センサ部１３は、信号取出部２６ｃを介して、これら液接触部２６ａ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２４を通過する検体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、センサ部１３はこの電気信号から所定時間の間にアパーチャ部２４を通過した検体血液中の血球の数および体積を算出し、外部のディスプレイ等に出力する。

また、流路２３内に供給された検体血液が、第１の電極の液接触部２６ａ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２７ａが設けられた位置まで到達すると、センサ部１３は、検出信号出力部２７ｃを介して、第２の電極２７間の電気抵抗値を電気信号として検出する。この電気信号がセンサ部１３において検出されると、カウントを停止するとともに、切り替えバルブ（図示しない）を作動させて、開口部２５を、液供給部１２から切り替え大気に連通させる。このことにより開口部２５を大気圧に戻し、検体血液の吸引を停止する。

このようにして、検体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、検体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。

以上、説明したように、このような粒子数計測装置１によると、アパーチャ部２４から第２の電極２７の液検出部２７ａまでの流路容量は一定に設定してあり、その液検出部２７ａまで検体血液が到達すると、液供給を自動的に停止してカウントを終了するため、流量を一定に制御するといった複雑なことを行うことなく、その流路容量と前記カウント数から、検体血液の単位容量あたりの血球数を求めることができる。また、検体血液が流路終端の開口部２５に到達する前に、検体血液の供給を停止するので、検体血液が開口部２５から溢れるといった事態を防ぐことができる。

また、被計測液である検体血液が流れる流路２３が、カートリッジ２０側にのみ設けられており、計測部本体１０の内部を通過することがないため、計測部本体１０内部のシール性を高める必要がない。

さらに、一回の測定毎にカートリッジ２０を廃棄して新たなカートリッジ２０を用いるため、アパーチャ部２４に耐久性が要求されなくなり、硬い高価な材質を用いる必要がなくなるため、この実施形態のようにカートリッジ２０を、電極２６、２７を除いて樹脂で形成して大量生産可能な構成にし、低コスト化することが可能になる。また、１回限りの使用であることから、電極２６、２７にもそれほど高い耐腐食性を有するものを用いなくともよくなり、この点でも低コスト化を促進できる。さらに、洗浄等を行う必要がなく、メンテナンスを大幅に削減でき、安全性も向上できるという効果をも奏し得る。

なお、本発明は前記実施形態に限られるものではない。例えば前記実施形態においては、流路がアパーチャ部分において分岐したタイプのカートリッジを開示しているが、本発明はこのような実施形態に限定されるものではなく、一般的な単一流路中にアパーチャ部を形成し、このアパーチャ部を挟むように電極を配置したものであってもよい。

また、前記実施形態においては、流路内への被計測液の供給を停止するタイミングを検出する検出部を、流路中に設けた検出用電極によって形成しているが、本発明はこれに限られるものではない。すなわち、計測用電極と、開口部との間の流路中の所定の位置を被計測液が通過したことを検知する手段として、光学的なセンサや、温度センサ等の既知の検出原理を用いた微小な構成を有するセンサを用いてもよい。このようなセンサは、必ずしも流路中に形成される必要はなく、例えば、流路を通過する被計測液を撮像手段等により撮像し、被計測液の通過タイミングを検出するようにしてもよい。

更に言えば、本発明は、サンプル中の生菌と試薬との反応によって発光する量が菌数に比例することを原理とする菌数測定装置に利用しても良い。この場合、第１の検出部として、被計測液自身の発光または外部光を照射されることによる透過光、反射散乱光、蛍光を透過する、流路壁に形成した窓と、その発光量を検出する光センサとを備えたものを用いることが好ましい。

また、唾液に一定量の酸を添加してｐＨを測定することで、唾液のｐＨ変化に対する緩衝能力を測定して虫歯になりにくいかどうかを測定する唾液緩衝能測定装置や、血液などの体液に含まれるカリウムやナトリウムイオンといった電解質の量を導電率により測定する電解質測定装置などに本発明を利用することが可能である。

その他、本発明はその主旨を逸脱しない範囲で種々変形が可能である。

本願発明の一実施形態である細胞数計測装置の構成を概略的に示す全体概略図である。 同実施形態に係る細胞数計測装置に含まれるカートリッジの全体図を示す斜視図である。 同実施形態に係るカートリッジのアパーチャ部分を拡大して示す部分拡大図である。 同実施形態に係るカートリッジを構成する各要部ごとに分解した様子を示す斜視図である。 同実施形態に係るカートリッジの、電極が形成されている流路の一部分を示す部分断面図である。 同実施形態に係る細胞数計測装置のカートリッジへの検体血液吸引動作を示す模式的側面図。

符号の説明

１・・・ 粒子数計測装置
１０・・・ 計測部本体
１１・・・ 装着部
１３・・・ センサ部
１４・・・ カウント部
２０・・・ カートリッジ
２２・・・ 導入口
２３・・・ 流路
２４・・・ アパーチャ部（第１の検出部）
２６・・・ 計測用電極（第１の検出部）
２７・・・ 検出用電極（第２の検出部）
３０・・・ 基材
３２・・・ 有底溝
５０・・・ フィルム

Claims (5)

1. 被計測液を導入する導入口を一端に有するとともに他端を外気に導通させてなる流路と、
   その流路上に設けた前記被計測液の計測に用いる第１の検出部と、
   前記流路上における第１の検出部よりも他端に近い所定位置に前記被計測液が到達したことを検出する第２の検出部と、を備えており、
   前記第２の検出部が、前記第１の検出部から当該第２の検出部までの流路の容積が予め定めた一定容量となる位置に設けられ、
   さらに前記第２の検出部が、前記流路の他端の開口部から当該第２の検出部までの流路の容積が前記被計測液の供給停止の遅れを考慮した容量以上となる位置に設けられていることを特徴とする測定装置。
2. 前記各検出部からの電気的出力信号を受信して、分析演算処理を行う計測部本体と、
   前記流路及び各検出部を内部に有するとともに、前記各検出部の電極の一端部を流路外部に表出させてなり、その電極一端部において前記計測部本体に着脱可能に接続されるカートリッジと、を備えていることを特徴とする請求項１記載の測定装置。
3. 前記被計測液が粒子を含む電解液からなるものであり、
   前記第１の検出部が、流路上に設けたアパーチャ部と、同流路上であって前記アパーチャ部を挟む位置に配置された一対の計測用電極とからなるものであり、
   前記一対の計測用電極間に生じる電気抵抗の変化に基づいて前記アパーチャ部を通過する粒子数を計測可能に構成し、前記第１の検出部から下流側において２分岐し、その分岐された流路より下流側に前記第２の検出部を一対設けている請求項１または２記載の測定装置。
4. 前記第１の検出部が、被計測液自身の発光または外部光を照射されることによる透過光、反射散乱光、蛍光を透過する、流路壁に形成した窓を有してなるものである請求項１、２または３記載の測定装置。
5. 前記第２の検出部が、流路内壁に設けられ、被計測液に接触してそれが到達したことを検出するものである請求項１、２、３または４記載の測定装置