WO2001023879A1

WO2001023879A1 - Liquid homogenizing unit and high speed liquid chromatograph equipped with the same

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Publication number: WO2001023879A1
Application number: PCT/JP2000/006744
Authority: WO
Inventors: Takanori Kamada; Kazunori Hirose
Original assignee: Arkray Inc
Current assignee: Arkray Inc
Priority date: 1999-09-29
Filing date: 2000-09-28
Publication date: 2001-04-05
Anticipated expiration: 2002-03-29
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Description

明細書液体均質化ュニット及びこれを備えた高速液体クロマトグラフィー装置技術分野

本発明は、液体の流れ系に組込まれ、積極的に液体の渦流を発生させる液体均質化ュニット、及びこれを備えた高速液体クロマトグラフィ一装置に関する。背景技術

液体の流れ系を利用した化学的分離方法として、高速液体ク口マトグラフィー (以下「H P L C」と記す）が知られている。 H P L Cは種々の化学分析に応用可能であり、用途に応じて様々な H P L C装置が開発されている。そのうちの 1 つに、糖尿病の診断に資する糖化ヘモグロビン測定装置が存在する。当該装置は、血液を検体とし、一般に、血液中に含まれるヘモグロビンの総量に対するへモグロビン Ale (以下、「HbAlc」と記す）の割合を測定する装置である。具体的には、当該装置は、血液を所定の希釈液で希釈することにより試料溶液を調製し、溶離液を用いて、その試料溶液に含まれる HbAlc等の各へモグロビン成分をカラム内で展開させる。すると、試料溶液に含まれるの各ヘモグロビン成分は互いに分離した状態でカラムから溶出する。カラムの後に設けられている検出器にて、カラムから流出する溶離液の吸光度が常時的に測定される。このように測定された吸光度に基いて、カラムから溶出される HbAlcおよび他のへモグロビンの絶対量が決定される。そして当該装置は、最終的に、 HbAlc を含むヘモグロビンの総量に対する HbAlcの存在割合を算出する。

しかしながら、従来の H P L C装置よりなる上述の糖化へモグロビン測定装置においては、血液の希釈倍率によって、 HbAlc の測定値が変動していた。同一の血液に由来すれば、血液の希釈倍率に拘わらず、即ち試料溶液における血液濃度に拘わらず HbAlcについて同一の存在割合が測定されることが期待される。しかしながら実際には、血液濃度によって測定値が異なり、一定した値が得られていな力つた。そのような問題の原因としては、溶離液に含まれるへモグロビン成分の濃度が時間の経過につれて変化した場合に、検出器の測定流路内を流れる溶離液の流路断面において、半径方向の濃度分布が均一でなくなるためであると考えられる。カラム出口から検出器の測定流路に至るまでの管路において、溶離液は管路の壁面から抵抗を受けるため、溶離液の流速は、管路断面の中心部と比較して周縁部で遅くなる。この状態は測定流路内においても維持される。従って、例えば溶離液のへモグロビン濃度が時間の経過につれて上昇する場合、測定流路の壁面近傍では、流路断面中心部と比較して液置換の進行が遅く、低いヘモグロビン濃度が維持される傾向にある。その結果、測定流路を流れる溶離液は、流路断面の中心部から周縁部にかけて低下する濃度勾配を有するようになる。測定流路内でこのような濃度勾配が形成された状態では、測定流路内の溶離液の吸光度測定に際し、濃度勾配が形成されない理想的な溶離液の状態において測定されるべき値よりも低レ、値が実際には測定される。

このような層流に起因する悪影響は、溶離液の経時的な濃度変化が激しくなるほど、特に多大となる。そのため、糖化ヘモグロビン測定においては、血中へモグロビンの大部分を占め、且つ、カラムから最も遅く溶出されるヘモグロビン AO (以下「HbA0」と記す）の測定が最も影響を受ける。血中濃度の高い HbAO が受ける影響は、濃度の低い HbAlc等の他のへモグロビンが受ける影響よりも極めて大きい。存在比最大の HbAO の存在量が真値よりも小さく測定されると、へモグロビン全体の存在量が低く見積もられ、その結果、 HbAlc の存在比が計算上大きく算出されるためであると考えられる。この考察は、試料の濃度が高いほど HbAlcの測定値が高くなつてしまうという経験則と一致する。

カラムによる分離に充分に長い時間をかければ、 HbAO の濃度変化率が低減されるため、上述の層流の影響を軽减できるのであるが、クロマトグラムにおける各ヘモグロビンに由来する分離ピークが重なる傾向にあり、好ましくない。また、より多くの時間と溶離液を必要とする点においても好ましくない。特に、 H P L Cを利用した糖化へモグロビン測定装置においては、測定時間の短縮化が望まれており、カラムによる分離に長時間を費やすことはそのような要求に反するものであり、好ましくなレ、。検出器の測定流路內で発生していた上述の問題を軽減すべく、従来、拡散コィルを設けた糖化ヘモグロビン測定装置が提案されている。拡散コイルは、螺旋状の配管であって、測定流路が形成されている検出器付近の位置に設けられる。拡散コイルは、カラムから溶出された溶離液内に対流を発生させ、これによつて溶離液に含まれるヘモグロビンが積極的に立体的に拡散される。拡散コイル内におけるこのような対流による拡散作用により、測定流路を流れる溶離液の流路断面における濃度勾配が緩和され、 HbAOの測定値は一定に安定化する。

しかしながら、拡散コイルを用いた従来の糖化ヘモグロビン測定装置では、高濃度成分である HbAO の測定値を一定化することができるものの、以下の問題点を含んでいた。第 1に、本来的に層流の影響を受けにくい希薄溶液も拡散コイルの対流作用を受けるため、へモグロビンの低濃度成分に由来するピークが鈍ってしまう。ヘモグロビン低濃度成分には HbAlcが含まれる：その結果、糖化へモグロビン測定装置としての分析能力が低下してしまう。第 2に、拡散コイルによると、測定流路に流入する前に溶離液が対流作用を受けるため、測定流路に流入した溶離液は、流路半径方向のみならず流れ方向においてもヘモグロビン成分が相当程度拡散されてしまう。流れ方向の拡散によって、カラムによってー且分離された成分同士の分離の程度が、カラム後の管路において低減する。その結果、クロマトグラムにおける各成分に由来するピークの半値幅が広がり、分離に要した時間に対して分析時間が従来以上に長時間化してしまう。発明の開示

本発明は、上述の問題点を解消または軽減することを目的とする。

本発明の第 1の側面によると、液体均質化ユニットが提供される。この液体均質化ユニットは、供給流路および排出流路と、前記供給流路に連通する第 1中間流路と、前記第 1中間流路および前記排出流路に連通する第 2中間流路とを備え、前記第 1中間流路が前記第 2中間流路に対して交差方向に延びる。

好ましくは、前記第 2中間流路は略円筒状であり、前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている。

好ましくは、前記第 1中間流路は、前記供給流路から前記第 2中間流路に向かつて先細り状に設けられている。

好ましくは、前記第 1中間流路は一様断面を有する：

好ましくは、前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路に対し直角に延びている。好ましくは、前記第 2中間流路は略円筒状であり、前記第 1中間流路は、前記供給流路に接続する第 1の部分と前記第 2中間流路に接続する第 2の部分とからなり、前記第 1の部分は、前記供給流路から前記第 2の部分に向けて先細り状に設けられており、前記第 2の部分は、一様断面を有し、前記第 2中間流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている。

好ましくは、前記第 1中間流路の前記第 2の部分は、前記第 2中間流路に対し直角に延びている。

好ましくは、前記供給流路および前記第 2中間流路は略円形の断面を有し、前記第 1中間流路は、前記供給流路と接続する第 1の部分と前記第 2中間流路と接続する第 2の部分とからなり、前記第 1の部分は、前記供給流路の軸心からずれた方向に延びており、前記第 2の部分は、前記第 1の部分から前記第 2中間流路に向かって先太り状に設けられている。

好ましくは、前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路よりも小さい断面を有する。

好ましくは、前記供給流路と前記第 1中間流路は鈍角をなして接続されている。好ましくは、更に、第 1端面およびこれに対向する第 2端面を有するユニット本体、並びに第 1および第 2の蓋体を有し、前記第 2中間流路は、前記ユニット本体を前記第 1端面から前記第 2端面にかけて直線的に貫通するように形成され、前記供給流路は前記第 1端面に開口し、前記第 1中間流路は、前記第 1端面にて前記供給流路と前記第 2中間流路とを繋ぐように形成され、前記排出流路は前記第 2端面にて開口しつつ前記第 2中間流路と連通し、前記第 1の蓋体は、前記供給流路、前記第 1中間流路および前記第 2中間流路を閉塞するように、第 1端面に設けられ、前記第 2の蓋体は、前記第 2中間流路および前記排出流路を閉塞するように前記第 2端面に設けられている。

好ましくは、前記第 1および第 2の蓋体は、少なくとも前記第 2中間流路に対応する透明部位を有し、前記第 2中間流路は、吸光度測定に適応可能な測定流路である。

本発明の第 1の側面の構成によると、本液体均質化ュニッ卜に液体を通すと、第 2中間流路内で渦流が発生する。具体的には、液体が第 1中間流路から第 2中間流路に流入する際に、その液体は、渦を巻きながら、第 2中間流路を流れる。そのため、液体が溶質を含んでいる場合には、その溶質は、第 2中間流路の断面において、渦流によって積極的に拡散される。

本発明の第 2の側面によると、高速液体クロマトグラフィー装置が提供される _c この高速液体クロマトグラフィー装置は、カラムと、当該カラムからの溶出液の吸光度を検出するための検出器を備えた高速液体クロマトグラフィー装置であつて、前記検出器は、前記カラムからの溶出液が流入する供給流路と、溶出液の吸光度を測定するための測定流路と、吸光度測定後の溶出液を排出するための排出流路と、前記供給流路に流入した溶出液を前記測定流路に導くための渦流生成路とを備えており、前記渦流生成路は、前記測定流路に対して交差方向に延び、測定流路内に渦流を発生させる。

好ましくは、少なくとも 2以上の成分を含む検体を希釈液により希釈してなる試料と移動相としての溶離液とを前記カラムに供給し、前記検出器により検出された吸光度に基づいて、前記検体中に含まれる少なくとも 1つの成分の存在比率を測定する。

好ましくは、前記検体は血液であり、前記血液中のへモグロビンに含まれる糖化へモグロビンの存在比率を測定する。

好ましくは、前記測定流路は略円筒状であり、前記渦流生成路は、前記測定流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている。

好ましくは、前記渦流生成路は、前記供給流路から前記測定流路に向かって先細り状に設けられている。

好ましくは、前記渦流生成路は一様断面を有する。

好ましくは、前記渦流生成路は、前記測定流路に対し直角に延びている。

好ましくは、前記渦流生成路は、前記供給流路および前記測定流路よりも小さな断面を有する。

本発明の第 2の側面の構成によると、検出器の測定流路を流れる液体について、第 1の側面に関して上述したのと同様の効果を得ることができる。従って、測定流路断面の半径方向に濃度勾配を有さない液体に対して良好な吸光度測定を行うことができる。

本願発明のその他の特徴および利点は、以下に行う詳細な説明から、より明らかとなろう。図面の簡単な説明

図 1は、本発明に係る高速液体クロマトグラフィー装置の一例としての糖化へモグ口ビン測定装置を示すブロック図である。

図 2は、図 1に示す糖化へモグロビン測定装置に備えらた検出器の一部を断面とした斜視図である。

図 3は、図 2に示す検出器に備えられたセルの正面図である。

図 4は、図 3における線 IV— IVに沿った断面図である。

図 5は、図 3に示すセルの渦流生成路付近の拡大図である。

図 6は、検査対象である血液の希釈倍率と HbAlcの測定値との関係を表したグラフである。

図 7は、他の実施形態における渦流生成路付近の拡大図である。

図 8は、他の実施形態における渦流生成路付近の拡大図である。

図 9は、他の実施形態におけるセルの正面図である。

図 1 0は、図 9に示すセルの線 X— Xに沿った断面図である。

図 1 1は、図 9に示すセルの線 XI— XIに沿った断面図である。

図 1 2は、図 9に示すセルの線 XI I— XI Iに沿った断面図である。

図 1 3は、図 9に示すセルの背面図である _c

図 1 4は、図 9に示すセルにおける渦流生成路付近の拡大図である。発明を実施するための最良の形態

図 1は、本発明に係る高速液体クロマトグラフィー装置の一例としての糖化へモグロビン測定装置を示すプロック図である。この糖化へモグロビン測定装置は、試料前処理部 1、分析部 2、インジヱクションバルブ 3、制御装置 4、および排液部 5を含む。試料前処理部 1は、試料調製部 1 1、および送液ポンプ 1 2を備えている。分析部 2は、溶離液調製部 2 1、送液ポンプ 2 2、カラム 2 3、および検出器 2 4を備えている。インジェクションバルブ 3は、インジェクションループ 3 1を備えるとともに、 6個のポート 3 a〜 3 f を有している。ポート 3 a はカラム 2 3に接続されており、ポート 3 bは送液ポンブ 2 2に接続されている。ポート 3 cはインジヱクションループ 3 1の一端に接続されており、インジェクシヨンループ 3 1の他端はポート 3 f に接続されている。ポート 3 d、 3 eは共に試料調製部 1 1に接続されている。

試料前処理部 1では、分析前の血液試料に対して所定の処理が施される。装置稼動時には、調製された試料は一時的にインジェクションバルブ 3のインジェクシヨンループ 3 1に導入される。分析部 2では、インジェクションループ 3 1から注入された試料がカラム 2 3により成分分離され、その後、検出器 2 4により、カラム 2 3から溶出する溶液の吸光度が測定される。ィンジェクションバルブ 3 は、ィンジヱクシヨンループ 3 1が試料前処理部 1の試料調製部 1 1に接続する状態と分析部 2のカラム 2 3に接続する状態とに適宜切り換わる。制御装置 4は、マイクロコンピュータなどを備えており、試料前処理部 1の送液ポンプ 1 2、分析部 2の送液ポンプ 2 2、インジェクションバルブ 3、および排液部 5のポンプやバルブなどを駆動制御する。更に制御装置 4は、検出器 2 4からの検出信号に基づいて測定結果を表示部（図示せず）に表示させ、これを記録部（図示せず）に印刷させる。排液部 5は、装置稼動時に生ずる試料前処理部 1および分析部 2 からの排液を処理する。

試料調製部 1 1は、所定量の血液を検体収容容器（図示せず）から吸引し、それを所定の希釈液により希釈することによって試料を調製する。このようにして調製された試料は、試料調製部 1 1に内蔵されている希釈槽（図示せず）に貯留される。送液ポンプ 1 2は、試料調製部 1 1で調製された試料を、希釈槽からポ —ト 3 eおよびポート 3 f を介してィンジェクションループ 3 1に送り込む。ィンジェクシヨンループ 3 1は、所定量の試料を保持するための容量を有する。溶離液調製部 2 1は、移動相としての溶離液を調製する。溶離液調製部 2 1には、相互に濃度の異なる溶離液を貯留する複数の溶離液槽、および、これら複数の溶離液槽からの溶離液の流路を合流させるためのマ二ホールドなどが備えられている。送液ポンプ 2 2は、溶離液調製部 2 1で調製された溶離液をインジェクシヨンバルブ 3を介してカラム 2 3に送り込む _e 溶離液は、インジェクションバルブ 3の状態に応じて、ィンジェクションルーブ 3 1を経由して又は経由せずにカラム 2 3に向かって流れる。溶離液がインジェクションループ 3 1を経由すると、インジェクションループ 3 1内に一時的に保持されていた試料は、溶離液とともにカラム 2 3に供給され、溶離液によってカラム 2 3内を展開される。試料に含まれるヘモグロビン成分毎にカラム 2 3との吸着力が異なるため、へモグロビン各成分が溶出されるのに要する時間が異なり、その結果、カラム 2 3によつて、ヘモグロビンが溶出時間の差異に基づいて目的成分毎に分離される。検出器 2 4は、分光光度計などを備えており、カラム 2 3から溶出するヘモグロビン含有溶離液の吸光度を測定する。

図 2は、図 1に示す糖化へモグロビン測定装置に備えらた検出器の一部を断面とした斜視図である。検出器 2 4は、セル 4 1、発光素子収容部 4 2、および受光素子収容部 4 3を備えている。セル 4 1と発光素子収容部 4 2との間には、円板状の透明板 4 5、および円形のレンズ 4 6が設置されている。同様に、セル 4 1と受光素子収容部 4 3との間には、円板状の透明板 4 7、および円形のレンズ

4 8が設置されている。発光素子収容部 4 2とレンズ 4 6との間には、レンズ押えとしての Oリング 5 1が介装されており、受光素子収容部 4 3とレンズ 4 8との間には、レンズ押えとしての〇リング 5 2が介装されている。〇リング 5 1，

5 2は、その半径方向の断面が円形である。簡潔化の観点から図示を省略するが、発光素子収容部 4 2には、発光素子としての例えばハロゲンランプが設置され、受光素子収容部 4 3には、受光素子としての例えばフォトダイオード或いはフォトトランジスタが設置される。セル 4 1と発光素子収容部 4 2との間には、バッキン（図示せず）が介装されており、セル 4 1 と受光素子収容部 4 3との間にも、パッキン（図示せず）が介装されている。

セル 4 1には、カラム 2 3からの溶離液をセル 4 1内に受け入れるための供給流路 5 6と、溶離液の吸光度を測定するための光路を確保するための測定流路 5 5と、測定流路 5 5内に渦流を発生させるための渦流生成路 5 8と、測定流路 5 5を通過した溶離液を検出器 2 4の外部に導く排出流路 5 7とが形成されている。カラム 2 3からの溶離液のみならず、発光素子収容部 4 2に収容されれている発光素子から受光素子収容部 4 3に収容されている受光素子へと照射される所定波長の光線も、測定流路 5 5を通過する。そのため、セル 4 1に接触して設けられる透明板 4 5および透明板 4 7は、光路を確保すべく、全体が透明であってもよレ、し、セル 4 1内に形成されている測定流路 5 5に対応する部分、即ち中央部付近だけが透明であってもよい。

図 3は、図 2に示す検出器に備えられたセル 4 1の正面図である。図 4は、図 3における線 IV— IV に沿った断面図である。測定流路 5 5は、図 4に表されているように、セル 4 1の略中心部を厚み方向に貫通しており、直線状に形成されている。測定流路 5 5の始端はセル 4 1の正面側に開口し、終端はセル 4 1の背面側に開口している。供給流路 5 6は、図 3において破線で示されているように、セル 4 1の右端面から測定流路 5 5の下方まで直線状に延び、そこで直角に屈曲して、図 4に表されているように、セル 4 1の正面側まで直線状に延びている。この供給流路 5 6は、渦流生成路 5 8を介して、測定流路 5 5の始端に連通している。排出流路 5 7は、図 4に示されているように、測定流路 5 5の終端からセノレ 4 1の背面側を上方に延び、直角に屈曲してセル 4 1の正面側に延び、さらに直角に屈曲してセル 4 1の上面まで直線状に延びている。

図 5は、図 3に示すセル 4 1の正面図における渦流生成路 5 8付近の拡大図である。セル 4 1の正面には、供給流路 5 6の終端から測定流路 5 5の始端に至る溝 5 9が形成されており、この溝 5 9によって渦流生成路 5 8の一部が規定される。溝 5 9はセル 4 1の正面側に開口してる。図 2に示されているように透明板 4 7をセル 4 1の正面側に当接させると、溝 5 9と透明板 4 7により、両端を除いて閉塞された空間が規定される。即ち、透明板 4 7は渦流生成路 5 8の他の一部を規定する。図 5に示すように、溝 5 9の略全体は、供給流路 5 6の軸心 5 6 aと測定流路 5 5の軸心 5 5 aとを結ぶ線分 Bに対して傾斜する方向に向かって先細り状に形成されている。そのため、渦流生成路 5 8の測定流路 5 5に対する開口部は、測定流路 5 5の周縁部において線分 Bから偏移している。また、測定流路 5 5に対する溝 5 9の開口部付近は、線分 Bに対して略平行な形状である。そのため、測定流路 5 5に対する渦流生成路 5 8の開口部付近は、測定流路 5 5 内における溶液流れ方向に対して略直角に交差することとなる。渦流生成路 5 8 の溶液流れ方向に対して直交する方向の溝 5 9の断面形状は、先細り状に形成されている部位も開口部付近も共に半円形である。

以上のような液体均質化ュニットとしての構成を備える検出器を搭載したへモグロビン測定装置は、以下のように動作する,：まず、制御装置 4が試料調製部 1 1の各部を制御して試料の調製が行われる。具体的には、検体収容容器（図示せず）から所定量の血液が吸引され、この血液が、所定の希釈液により所定の希釈倍率で希釈されて試料調製部 1 1内に設けられた希釈槽（図示せず）に貯留される。そして、制御装置 4の働きにより、図 1に示すインジェクションバルブ 3は、ポート 3 aとポート 3 bが連通し、ポート 3 cとポート 3 dが連通し、ポート 3 eとポート 3 f が連通する状態となる。試料調製部 1 1において上述のようにして調製された血液試料が、ポンブ 1 2の働きによって、試料調製部 1 1の希釈槽からインジェクションバルブ 3のポート 3 eおよびボート 3 f を介してインジェクシヨンループ 3 1に導入される。インジェクションループ 3 1から試料が所定量以上溢れた場合には、その余剰の試料は、ボート 3 cおよびボート 3 dを通つて試料調製部 1 1の希釈槽に戻る。

次に、制御装置 4の働きによって、インジェクションバルブ 3は、ポート 3 b とボ一ト 3 cが連通し、ボート 3 dとボート 3 eが連通し、ボート 3 ί とボート 3 aが連通している状態となる。そして、送液ポンプ 2 2の働きにより、溶離液調製部 2 1の複数の溶離液槽（図示せず）から選択された所定の溶離液槽からィンジェクションバルブ 3のポート 3 bに溶離液が送流される。このような溶離液は、ボ一ト 3 c、ィンジエタションループ 3 1、ポート 3 f 、およびポート 3 a を通ってカラム 2 3に流入する。インジェクションループ 3 1内に一時的に保持されていた試料は、溶離液に押し流されてカラム 2 3に流入する。

このとき送液ポンプ 1 2の働きにより、洗浄液槽（図示せず）からインジエタシヨンバルブ 3のポート 3 eに洗浄液が送出される。この洗浄液は、排液としてポート 3 dから試料調製部 1 1の希釈槽に至る。これにより、試料前処理部 1における試料の流路に残留していた試料が洗浄液により除去される。洗浄後、上述したのと同様にして、再び、試料前処理部 1において、次に測定されることとなる血液試料が希釈などにより調製される。

一方、インジェクションループ 3 1内に一時的に保持されていた試料が溶離液によりカラム 2 3に流入した後、制御装置 4の働きにより、インジェクションバルブ 3の接続状態が切り替えられる。ポート 3 aとポート 3 bが連通し、ポート 3 cとポート 3 dが連通し、ポート 3 eとボート 3 f が連通する状態となる。そのため、ポンプ 2 2の働きにより溶離液調製部 2 1からインジェクションバルブ 3のポート 3 bに送出された溶離液は、インジヱクションループ 3 1を経由せずにボート 3 aを介してインジェクションバルブ 3から流出し、カラム 2 3に供給される。

溶離液とともにカラム 2 3に注入された試料は、移動相としての溶離液によりカラム 2 3内を展開される。試料に含まれるへモグロビンの各成分とカラム 2 3 との吸着力の差異に基づき、各へモグロビン成分はカラム 2 3によって分離される。カラム 2 3から溶出した溶離液は、カラム 2 3の後に設けられた検出器 2 4 に供給される。検出器 2 4内に形成された測定流路 5 5を通る溶離液の吸光度が検出器 2 4により測定さる。吸光度測定には、各へモグロビン成分が吸収を示す波長の光を使用する。検出器 2 4からの検出信号が制御部 4に入力されて、血液に含まれる HbAlab, HbF, HbAl c, HbAO などの各ヘモグロビン成分について測定された吸光度に基づき、これらに由来するクロマトグラムが測定結果として記録用に印刷される。これら各成分の存在比率なども算出され、測定結果として表示される。

検出器 2 4を通過した溶離液は、機外の排液収容設備に排出される。排液部 5 に吸引された排液も、機外の排液収容設備に排出される。

上述の糖化へモグロビン測定装置では、検出器 2 4において吸光度測定を行う測定流路 5 5と検出器 2 4内に溶離液を導入するための供給流路 5 6との間に渦流生成路 5 8が設けられている。そのため、上記装置の動作時においては、カラム 2 3から溶出する溶離液は、まず供給流路 5 6から検出器 2 4に流入し、そして渦流生成路 5 8を経て測定流路 5 5に至る。図 5に示す渦流生成路 5 8は供給流路 5 6の軸心 5 6 aと測定流路 5 5の軸心 5 5 aとを結ぶ線分 Bに対して傾斜する方向に延びて形成されているので、測定流路 5 5に対する渦流生成路 5 8開口部は、測定流路 5 5の周縁部において線分 Bから偏移する箇所に位置する。そのため、測定流路 5 5を流れる溶離液は、その流路断面における回転成分を有することとなる。より具体的には、測定流路 5 5の始端において、溶離液が軸心 5 5 aから外れた方向へ向かって測定流路 5 5に流入し、溶離液が瞬間的に螺旋を描くように流れる。即ち、渦流生成路 5 8の存在により、測定流路 5 5内を通過する溶離液に、図 5において矢印 Fで示す方向に渦流が発生する。しかも、図 5 に示す渦流生成路 5 8の略全体が測定流路 5 5方向に先細り状に形成されているので、供給流路 5 6から測定流路 5 5に至る間に、溶離液の流速は高速化する。この高速化は、測定流路 5 5内における良好な渦流の生成に寄与する。更に、渦流生成路 5 8の終端部付近が測定流路 5 5に対して略直角に連通しているため、渦流生成路 5 8から測定流路 5 5に流出する瞬間における溶離液流れの測定流路 5 5内流れ方向への流れ成分は抑制され、その方向への対流による拡散が抑制される。

測定流路 5 5を流れる溶離液に対して積極的に上述のような渦流を発生させると、溶離液にヘモグロビンが含まれている場合には、溶離液の流路断面において当該成分は速やかに拡散する。このようにして測定流路 5 5を流れる溶離液の流路断面における濃度は均一化され、濃度勾配の発生という問題が解消または抑制されると、吸光度測定の値が一定となる。その結果、本発明に係る糖化へモグロビン測定装置は、同一の血液検体に由来する試料であれば、試料濃度に拘わらず、 HbAlc 存在比に関して一定の測定値を出力できる。一方、測定流路 5 5内の溶離液の流れ方向への成分の拡散を抑制することにより、カラム 2 3により分離された各へモグロビン成分が再び混ざり合うことを抑制できる。その結果、クロマトグラムに現れるカラム 2 3の分解能が低下せず、装置本来の分析能力を高く維持することができる。また、溶離液の流れ方向の成分拡散の抑制は、クロマトダラムにおける各ピークの半値幅の増大を抑制するので、分析に要する時間の短縮化にも寄与する。

図 6は、検査対象である血液の希釈倍率と糖化へモグロビン測定装置による HbAlc の測定結果との関係を示すグラフである。横軸は血液の希釈倍率の逆数であり、縦軸は血液に含まれる全へモグロビン量に対する HbAlcの存在割合である。図 6において、実線は上記実施形態に係る糖化へモグロビン測定装置による測定結果を表しており、測定される HbAl cの存在割合の値は略一定である。これに対し、破線は従来の糖化へモグロビン測定装置であって拡散コイルを備えていない装置による測定結果を表しており、測定される HbAlcの存在割合の値は、希釈倍率が低くなるほど高くなる。図 6から明らかなように、上記実施形態に係る糖化へモグロビン測定装置によれば、拡散コイルを備えていない従来の糖化へモグロビン測定装置と比較して、血液の希釈倍率の変化に対する HbAlcの測定値の変化は格段に少ない。一方、従来の糖化ヘモグロビン測定装置であって拡散コイルを備えた装置によれば、血液の希釈倍率の変化に対する HbAl cの測定値の変化は比較的小さいものの、 HbAlc その他の低濃度成分の分析能力が大幅に低下するとともに、溶出成分の分析時間が大幅に増加することが、実験により確認されている _c このように、本発明によると、測定流路 5 5の流路断面における溶離液の濃度を均一化できることから、試料濃度のばらつきに起因する HbAO の測定誤差を解消することによって HbAlcの測定値の変化を格段に低下せしめることができる。しかも、溶離液流れ方向へのへモグロビンの拡散を効果的に抑えることができることから、従来の糖化へモグロビン測定装置における拡散コイルに起因する低濃度成分の分析能力の低下や溶出成分の分析時間の増加を回避することができる：この結果、本発明によると、正確かつ迅速な測定を行なえるのである。

上記実施形態においては、図 5に示すように、供給流路 5 6側から測定流路 5 5側にかけて次第に先細り状になる渦流生成路 5 8を設けたが、このような渦流生成路 5 8の代わりに、図 7に示すような、供給流路 5 6側から測定流路 5 5側にかけて次第に先太り状になる渦流生成路 6 1を設けてもよい。渦流生成路 6 1 は、供給流路 5 6の軸心 5 6 aと測定流路 5 5の軸心 5 5 aとを結ぶ線分 Bに対して傾斜する方向に沿って先太り状となっている。または、図 8に示すような、供給流路 5 6の終端から測定流路 5 5の始端に至るまで、一様な流路断面積を有する渦流生成路 6 2を設けてもよい。この渦流生成路 6 2は、供給流路 5 6の軸心 5 6 aと測定流路 5 5の軸心 5 5 aとを結ぶ線分 Bに対して平行且つ偏移して設けられている。すなわち、渦流生成路 6 2の軸心 6 2 a力；、供給流路 5 6の軸心 5 6 aおよび測定流路 5 5の軸心 5 5 aに対してねじれの関係となるように、渦流生成路 6 2が形成されている。また。この渦流生成路 6 2の断面積は、測定流路 5 5の断面積および供給流路 5 6の断面積よりも小さいことが好ましい。図 9は、他の実施形態に係るセル 7 1の正面図である。図 1 0は、図 9に示すセル 7 1の線 X— X に沿った断面図である。図 1 1は、図 9に示すセル 7 1の線 XI— XI に沿った断面図である。図 1 2は、図 9に示すセル 7 1の線 XII— XII に沿った断面図である。図 1 3は、図 9に示すセル 7 1の背面図である。図 1 4は、図 9に示すセル 7 1における渦流生成路付近の拡大図である。

セル 7 1には、カラムから溶出する溶離液を受け入れるための供給流路 7 2と、溶離液の吸光度測定を行う光路を確保するための測定流路 7 4と、溶離液を供給流路 7 2から測定流路 7 4へと導き、測定流路 7 4内に渦流を発生させるための渦流生成路 7 3と、吸光度測定後の溶離液を排出するための排出流路 7 5とが形成されている。図 1 1および図 1 4から理解できるように、このセル 7 1においては、供給流路 7 2と渦流生成路 7 3は直交していない。交差箇所で溶離液の流れが略 1 3 5度の角度を形成するように、供給流路 7 2と渦流生成路 7 3は接続している。このように、本実施形態では、供給流路 7 2から渦流生成路 7 3に流入する際の溶離液の流れ方向の変化がセル 4 1 と比較して緩やかである。そのため、供給流路 7 2と渦流生成路 7 3の交差箇所付近における溶離液の動圧が緩和され、当該セル 7 1を搭載する装置全体の流れ系を溶離液がスムーズに流動することとなる。また、測定流路 7 2に流入する以前において、溶離液の対流による流れ方向へのヘモグロビンの拡散が低減される。その他の構成はセル 4 1 と略同様であるので、本実施形態に係るセル 7 1は、セル 4 1を使用した場合と同様の効果を奏する。

以上のように、本実施形態によっても、測定流路 7 2の流路断面における溶離液の濃度を均一化できることから、試料濃度のばらつきに起因する HbAO の測定誤差を解消することによって HbAlcの測定値の変化を格段に低下せしめることができる。加えて、溶離液流れ方向へのヘモグロビンの拡散を更に抑制することができることから、従来の糖化へモグロビン測定装置における拡散コイルに起因する低濃度成分の分析能力の低下や溶出成分の分析時間の増加を回避することができる。

糖化へモグロビン測定装置の全体構成、検出器 2 4およびセル 4 1， 7 1の具体的構成、ならびに渦流生成路 5 8， 7 3の具体的形状などは、上記各実施形態にのみ限定されるものではない。

上記各実施形態においては、供給流路、渦流生成路、測定流路、および排出流路からなる液体均質化ュニットを高速液体クロマトグラフィー装置に搭載することにより、液体均質化ユニットの利用を図ったが、本発明に係る液体均質化ュニットは、高速液体クロマトグラフィー装置以外の装置で利用してもよい。また、本発明に係る液体均質化ュニットを搭載した高速液体クロマトグラフィー装置は、糖化へモグロビン測定装置以外の測定装置として構成してもよい。

Claims

請求の範囲

1 . 供給流路ぉよび排出流路と、

前記供給流路に連通する第 1中間流路と、

前記第 1中間流路および前記排出流路に連通する第 2中間流路と、を備え、前記第 1中間流路が前記第 2中間流路に対して交差方向に延びる、液体均質化ュニッ卜。

2 . 前記第 2中間流路は略円筒状であり、前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている、請求項 1に記載の液体均質化ュニット。

3 . 前記第 1中間流路は、前記供給流路から前記第 2中間流路に向かって先細り状に設けられている、請求項 1に記載の液体均質化ュニット。

4 . 前記第 1中間流路は、一様断面を有する、請求項 1に記載の液体均質化ュニッ卜。

5 . 前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路に対し直角に延びている、請求項 4 に記載の液体均質化ユニット。

6 . 前記第 2中間流路は略円筒状であり、前記第 1中間流路は、前記供給流路に接続する第 1の部分と前記第 2中間流路に接続する第 2の部分とからなり、前記第 1の部分は、前記供給流路から前記第 2の部分に向けて先細り状に設けられており、前記第 2の部分は、一様断面を有し、前記第 2中間流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている、請求項 1に記載の液体均質化ュニット。

7 . 前記第 1中間流路の前記第 2の部分は、前記第 2中間流路に対し直角に延びている、請求項 5に記載の液体均質化ュニット。

8 . 前記供給流路および前記第 2中間流路は略円形の断面を有し、前記第 1中間流路は、前記供給流路と接続する第 1の部分と前記第 2中間流路と接続する第 2 の部分とからなり、前記第 1の部分は、前記供給流路の軸心からずれた方向に延びており、前記第 2の部分は、前記第 1の部分から前記第 2中間流路に向かって先太り状に設けられている、請求項 1に記載の液体均質化ユニット。

9 . 前記第 1中間流路は、前記第 2中間流路よりも小さい断面を有する、請求項 1に記載の液体均質化ュニット。

10. 前記供給流路と前記第 1中間流路は鈍角をなして接続されている、請求項 1 に記載の液体均質化ュニット。

11. 更に、第 1端面およびこれに対向する第 2端面を有するユニット本体、並びに第 1および第 2の蓋体を有し、前記第 2中間流路は、前記ユニット本体を前記第 1端面から前記第 2端面にかけて直線的に貫通するように形成され、前記供給流路は前記第 1端面に開口し、前記第 1中間流路は、前記第 1端面にて前記供給流路と前記第 2中間流路とを繫ぐように形成され、前記排出流路は前記第 2端面にて開口しつつ前記第 2中間流路と連通し、前記第 1の蓋体は、前記供給流路、前記第 1中間流路および前記第 2中間流路を閉塞するように、第 1端面に設けられ、前記第 2の蓋体は、前記第 2中間流路および前記排出流路を閉塞するように前記第 2端面に設けられている、請求項 1に記載の液体均質化ュニット。

12. 前記第 1および第 2の蓋体は、少なくとも前記第 2中間流路に対応する透明部位を有し、前記第 2中間流路は、吸光度測定に適応可能な測定流路である、請求項 1 1に記載の液体均質化ュニット。

13. カラムと、当該カラムからの溶出液の吸光度を検出するための検出器を備えた高速液体クロマトグラフィー装置であって、

前記検出器は、前記カラムからの溶出液が流入する供給流路と、溶出液の吸光度を測定するための測定流路と、吸光度測定後の溶出液を排出するための排出流路と、前記供給流路に流入した溶出液を前記測定流路に導くための渦流生成路とを備えており、

前記渦流生成路は、前記測定流路に対して交差方向に延び、測定流路内に渦流を発生させる、高速液体クロマトグラフィー装置。

14. 少なくとも 2以上の成分を含む検体を希釈液により希釈してなる試料と移動相としての溶離液とを前記カラムに供給し、前記検出器により検出された吸光度に基づいて、前記検体中に含まれる少なくとも 1つの成分の存在比率を測定する、請求項 1 3に記載の高速液体クロマトグラフィ一装置。

15. 前記検体は血液であり、前記血液中のヘモグロビンに含まれる糖化へモグロビンの存在比率を測定する、請求項 1 4に記載の高速液体クロマトグラフィー装

16. 前記測定流路は略円筒状であり、前記渦流生成路は、前記測定流路に対してその軸心からずれた位置に接続されている、請求項 1 3に記載の高速液体クロマトグラフィ一装置。

17. 前記渦流生成路は、前記供給流路から前記測定流路に向かって先細り状に設けられている、請求項 1 3に記載の高速液体クロマトグラフィー装置 _c.

18. 前記渦流生成路は一様断面を有する、請求項 1 3に記載の高速液体クロマトグラフィー装置。

19. 前記渦流生成路は、前記測定流路に対し直角に延びている、請求項 1 8に記載の液体均質化ュニット。

20. 前記渦流生成路は、前記供給流路および前記測定流路よりも小さな断面を有する、請求項 1 3に記載の高速液体クロマトグラフィー装置。