(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血球がアパーチャを通過したときの電気インピーダンス変化から血球を計数する抵抗式血球計数装置であって、
交流電力を直流電力に変換する電源部と、
電源部から供給された直流電力を昇圧して高電圧の直流電力を出力するコッククロフト方式電源回路と、コッククロフト方式電源回路から供給された高電圧の直流電力を一定電流にしてアパーチャに供給する定電流回路とを含む駆動部と、
駆動部が搭載されたプリント基板を含む制御基板部と、
血球を含む検体試料が通過可能なアパーチャに前記定電流回路からの電流が供給される抵抗式粒子検出器を含む検出部と、
電源部、制御基板部および検出部を収容するハウジングと、を備え、
コッククロフト方式電源回路は、複数のダイオードのカソードとアノードとを直列に接続するとともに、隣り合うダイオードのアノードとカソードとをコンデンサで接続して構成されており、
制御基板部は、検出部の後方に、ハウジングの後壁と平行に配置されていることを特徴とする抵抗式血球計数装置。
【請求項２】
電源部は、検出部の上方に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の抵抗式血球計数装置。
【請求項３】
制御基板部は、前記駆動部が搭載されたプリント基板と、前記駆動部を制御するための制御部が搭載されたプリント基板とを含むことを特徴とする請求項１又は２に記載の抵抗式血球計数装置。
【請求項４】
コッククロフト方式電源回路は、発振部と、直流入力電圧を前記発振部から送られてくるスイッチング周波数に同期して断続的に出力するスイッチング回路部と、スイッチング回路部の出力電圧を昇圧する昇電圧部とからなり、前記スイッチング周波数が５０〜１０００ｋＨｚであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか一項に記載の抵抗式血球計数装置。
【請求項５】
駆動部は、コッククロフト方式電源回路を冷却するための冷却ファンを搭載していないことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載の抵抗式血球計数装置。
【請求項６】
試薬を用いて検体試料を調製する流体制御部をさらに備え、流体制御部は電源部から供給される直流電力を用いて検体試料を調製する請求項１乃至５のいずれか一項に記載の抵抗式血球計数装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、アパーチャを粒子が通過するときの電気インピーダンスの変化量を測定することにより粒子数を検出する抵抗式粒子計数装置に関し、さらに詳細にはアパーチャに一定電流を供給するために用いる高電圧電源を改良した粒子計数装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
抵抗式粒子検出方式は、例えば血球計数装置に利用されている。アパーチャを用いた抵抗式血球計数装置は、検出部に設けられているアパーチャ（細孔）に一定電流を流した状態でアパーチャに血球等の粒子を含む試料液体を通過させ、粒子がアパーチャを通過することによってアパーチャ領域の電気抵抗が変動したときに電圧が変化することを利用してこの電圧変化から粒子数を計数するものである。
【０００３】
抵抗式粒子検出方式により血球等の粒子計測を行う場合、上述したようにアパーチャに検出用の一定電流を流す必要があり定電流回路が使用されるが、この定電流回路の電源として５０V程度の高電圧直流電源が必要となる。
【０００４】
そのため、従来から血球計数装置では専用の高電圧電源を搭載して検出回路に供給している。このような専用の高電圧電源を血球計数装置に搭載するときは、高電圧電源で発生した熱の影響が検出回路に及ぶのを防ぐために放熱ファンが取り付けられている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
一方、血球計数装置では、装置の小型化、低価格化が要求されており、血球計数装置本体の小型化が進むにつれて、装置に付設される高電圧電源についても小型化が必要になってきている。
これまで血球計数装置用に小型の高電圧電源は使用されていないが、小型化の要求を満足させるために、出願人は市販品のＤＣ−ＤＣコンバータを使用した小型の高電圧電源の開発を試みた。
【０００６】
図６は、市販の絶縁型ＤＣ−ＤＣコンバータを２つ用いて試作した５４Ｖ高電圧電源の回路図である。
入力源として＋５Ｖ直流入力電圧源を使用し、２つのＤＣ−ＤＣコンバータ（ＴＤＫ社製、型式ＣＣＫ−０５１２ＤＦ）の出力を直列に接続することにより、高電圧出力を得るようにしたものである。
【０００７】
この回路によれば、出力として＋５４Ｖ、５０ｍＡの出力が得られ、しかも負荷による電圧変動がほとんどないので、一応、血球計数装置用電源として利用することができる。
【０００８】
しかしながら、この回路では待機時（高電圧電源の出力側に接続される定電流回路への電流供給がＯＦＦの時）であっても、かなりの電力（５４Ｖ、１００ｍＡ程度、約０．５Ｗ）が常に消費され続けている。
【０００９】
そこで、本発明は単に小型化だけではなく消費電力をも抑えるようにした電源を用いた粒子計数装置を提供することを目的とする。
【００１０】
また、消費電力を抑えることにより発熱をも抑え、放熱ファン等を必要とせず小型化することができる電源を用いた粒子計数装置を提供することを目的とする。
【００１１】
また、高価な部品（ＤＣ−ＤＣコンバータ）を使用するまでもなく、粒子検出器用の高電圧電源として十分使用可能な性能を有する電源を用いた粒子計数装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するためになされた本発明は、血球がアパーチャを通過したときの電気インピーダンス変化から血球を計数する抵抗式血球計数装置であって、交流電力を直流電力に変換する電源部と、電源部から供給された直流電力を昇圧して高電圧の直流電力を出力するコッククロフト方式電源回路と、コッククロフト方式電源回路から供給された高電圧の直流電力を一定電流にしてアパーチャに供給する定電流回路とを含む駆動部と、駆動部が搭載されたプリント基板を含む制御基板部と、血球を含む検体試料が通過可能なアパーチャに前記定電流回路からの電流が供給される抵抗式粒子検出器を含む検出部と、電源部、制御基板部および検出部を収容するハウジングと、を備え、コッククロフト方式電源回路は、複数のダイオードのカソードとアノードとを直列に接続するとともに、隣り合うダイオードのアノードとカソードとをコンデンサで接続して構成されており、制御基板部は、検出部の後方に、ハウジングの後壁と平行に配置されていることを特徴とする抵抗式血球計数装置である。
【００１３】
本発明では、高圧電源にコッククロフト方式電源を使用することにより、高電圧を小型の基板上で発生させることができる。これを抵抗式粒子計数装置用として用いることにより小型化を図ることができる。
【００１４】
また、コッククロフト方式電源を用いた高圧電源部は、冷却装置を取り付けないようにしてもよい。コッククロフト方式電源を用いると後述するデータで示されるように消費電力が低減され、発熱量を低減できるので冷却装置を使用する必要がなくなる。これにより、小型化が図れるとともに、省電力化を促進できる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の粒子計数装置について実施例を用いて説明する。
図１は本発明の一実施例である血球計数装置の概略構成を示す図である。
図に示すように、血球計数装置１は１つのハウジング２内に収納され、ハウジング２の前面には、測定者が入力操作を行うとともに出力情報がされる入力／表示装置３と、測定者が検体試料を装置にセットするときに開かれる検体セットパネル４とが設けられ、検体セットパネル４の上部には検体セットパネル４を開閉するための押しボタン５が設けられている。
【００１６】
また、ハウジング２の内部には、押しボタン５を押したときに検体試料がセットされる検体セット部６、検体セット部６にセットされた試料の検出を行う検出部７、試薬を用いて検体試料を調製したり検体試料を移動したりするための流体制御部８、装置の制御や駆動に必要な制御回路を搭載した基板を取り付ける制御基板部９、装置で使用する各種機器の作動に必要な直流電力（＋１２V）を供給する電源部１０、検出結果を印字するプリンタ部１１が収納されている。
【００１７】
図２は図１の血球計数装置の電気系ブロック構成図である。図において２６１は、商用電力ラインからの交流電力を＋１２Vの直流電力に変換して各種機器に必要な電力を供給する電源部である。これは図１の電源部１０に対応する。
【００１８】
２６２は装置内の各種機器の制御を行う制御部であり、２６３は制御部２６２からの制御信号により装置内で使用される各種端末機器を駆動する駆動部である。
制御部２６２と駆動部２６３とは、プリント基板上に搭載された素子によって構成されるものであり、これらは図１の制御基板部９に対応する。
【００１９】
２６４は駆動部２６３により駆動される端末機器としての各種モータ（ピペット用、シリンジ用、陰圧ポンプ、廃液ポンプ用）、２６５は駆動部に端末機器の状態を知らせる各種センサ２６５（パネル開閉検出用、ピペット位置検出用、検体検出用、検体アダプタ検出用）、２６６は電磁バルブその他の機器である。
これらのモータ、センサ、電磁バルブ等は、図１の検体セット部６、検出部７、流体制御部８において使用されている。
【００２０】
２６７は抵抗式検出部であり、抵抗式粒子検出器によって構成されている。２６８はヘモグロビン検出部である。これらの検出部は図１の検出部７に対応する。
【００２１】
２６９は入力装置として機能するタッチパネル、２７０は表示を行う液晶画面であり、図１の入力／表示装置３に対応する。２７１はプリンタ部であり、図１のプリンタ部１１に対応する。
【００２２】
本発明の血球計数装置では、抵抗式検出部２６７で用いる抵抗式粒子検出器を動作させるのに必要な高圧電源２３０と定電流回路２４０とは、後述するコッククロフト方式電源を採用することにより、プリント基板上に構成される駆動部２６３に搭載するようにしている。
【００２３】
次に、抵抗式血球計数装置の検出回路について説明する。
図３は、抵抗式血球計数装置の検出回路の構成を示す図である。図において２３０はコッククロフト方式電源、２４０はコッククロフト方式電源から高電圧が供給される定電流回路、２５０は抵抗式粒子検出器、２５２は直流成分を除去するフィルタ、２５５は増幅回路である。
【００２４】
粒子検出器２５０には、５０〜１００μｍのアパーチャ(細孔)が形成されており、このアパーチャを検体試料が通過できるようにしてある。
また、アパーチャは定電流回路２４０に接続されており、アパーチャに一定電流が流れるようにしてある。
【００２５】
一定電流が流された状態でアパーチャ内を血球等の粒子が通過するとアパーチャ領域の電気抵抗が微小変動する。このとき定電流回路２４０はアパーチャ内に常に一定電流を流そうとするため、抵抗変動に応じてアパーチャ間の微小電圧変動が発生する。この電圧変動分をフィルタ２５２を介して増幅器２５５に送ることにより、粒子信号を得ることができることになる。
【００２６】
ここで、高圧電源に求められる電源電圧Ｖｓは、検出器抵抗をＲd、検出電流（定電流回路により供給される電流）をＩd、定電流回路でのドロップ電圧をVdとすると、
Vｓ＝Ｒd×Ｉd＋Vdであり、血液試料中の血球測定の場合は約５０Ｖ程度で使用されている。
【００２７】
また、電流容量Ｉｓは、検出電流Ｉd、定電流回路での消費電流Ｉcとすると、Ｉｓ＝Ｉd＋Ｉcであり、血液中の血球測定の場合は０．６〜１．０ｍＡ程度で使用されている。
したがって、例えば血液試料中の血球測定では出力電圧約５０Vで、かつ、電流容量０．６〜１．０ｍＡで安定した出力が得られれば高圧電源として使用することができることになる。
【００２８】
次にコッククロフト方式電源の回路構成について説明する。
血球計数装置の抵抗式粒子検出器用の高圧電源２３０として用いられるコッククロフト方式電源２３０は、図４に示すように、発振部２３１とスイッチング回路部２３２と昇電圧部２３３とにより構成される。
【００２９】
発振部２３１では、オペアンプ素子２３１ａ、抵抗R1、コンデンサC6とを用いたＲＣ発振回路を形成し、その出力端子を分岐して一方に反転用のオペアンプ素子２３１ｂを取り付けることにより、図に示すように位相が反転した２つの方形波Ａ、Ａ’を出力できるようにしている。これら方形波出力はスイッチング回路部２３２に供給される。
【００３０】
スイッチング回路部２３２では、直流入力電圧源である低電圧電源（＋１２Ｖ電圧）に接続される２つのアナログスイッチ素子２３２ａ、２３２ｄ、および接地端子に接続される２つのアナログスイッチ素子２３２ｂ、２３２ｃの計４つのアナログスイッチ素子が用いられている。
【００３１】
４つのアナログスイッチ素子のうち、アナログスイッチ素子２３２ａ、２３２ｃは方形波Ａに同期して、又、アナログスイッチ素子２３２ｂ、２３２ｃは位相が逆相の方形波Ａ’に同期して開閉する。
【００３２】
そしてアナログスイッチ素子の出力側は、アナログスイッチ素子２３２ａ、２３２ｂとが接続されて対をなし、又、アナログスイッチ２３２ｃ、２３２ｄとが接続されて対をなし、各対がそれぞれ出力端子となって昇電圧部２３３に接続される。
【００３３】
以上の配線によれば、位相が互いに逆相の方形波Ａ、Ａ’に同期して４つのアナログスイッチ素子が切り替わるようになっており、出力端子の一方に＋１２Vが印加されるとき、同時に他方の出力端子は接地されて０Vとなる。以後、各端子は交互に＋１２V印加状態と接地状態とが切り替わる。
【００３４】
昇電圧部２３３はスイッチング回路２３２の出力端子に接続される。昇電圧部２３３はコンデンサ（C1〜C4）とダイオード（D1〜D4）とにより昇圧するように構成される。即ち、第1番目のダイオードD1のカソードと第２番目のダイオードD2のアノードとが接続され、第２番目のダイオードD2のカソードと第３番目のダイオードD3のアノードとが接続され、以下同様にダイオードが次々と直列的に接続される。さらに２つ分のダイオードのアノードとカソードとの間をコンデンサ（C１〜C４）で接続するようにしてある（ただし初段のコンデンサC1のみスイッチング回路部２３２の出力端子とダイオードD1との間で接続される）。
【００３５】
この昇電圧部２３３に、スイッチング回路２３２により交互に＋１２Ｖ電圧が印加される。これにより、コンデンサを１段通過するごとにその段数に応じて昇圧され、ほぼコンデンサの段数倍に近い出力電圧を得ることになる。図ではコンデンサ、ダイオードが４つ接続されているので１２Vの約５倍である５５Ｖの出力電圧が得られる（実際にはダイオードの順方向電圧分の影響分だけ電圧が下がることになるので１２V×５により計算される６０Vは発生しない）。
昇圧された出力は整流ダイオードＤ5と蓄積コンデンサＣ5を介して後段に出力される。
【００３６】
次に、定電流回路について説明する。コッククロフト方式電源で発生した高電圧が供給される定電流回路２４０については、一般的な定電流回路を用いている。例えばトランジスタでカレントミラー回路を作れば定電流回路を構成することができる。
【００３７】
（実施例）
一般に、コッククロフト電源は負荷による電圧変動（電圧降下）が大きく、また、電流容量が小さいので、抵抗式血球計数装置に採用できるかについて疑問があり、確認する必要がある。そこで本発明のコッククロフト方式電源を採用した血球計数装置が安定的に使用できるかの確認をするために行った実験の結果を示す。
【００３８】
実験用の基本回路構成を図５に示す。図５は図２に示したコッククロフト方式電源２３０を電流負荷用の定電流回路２４１（抵抗式粒子検出器に用いる定電流回路と等価）に接続したものである。
【００３９】
ここで用いた定電流回路２４１は、トランジスタによるカレントミラー回路を採用したものである。図中、２４２は電流設定用抵抗（抵抗値Ｒｓ）であり、２４３は粒子検出器抵抗に相当するダミー抵抗である。２４４は基準電圧（電圧値Ｅｓ）を発生するツェナーダイオードであり、電流設定用抵抗２４２の両端電圧との電圧バランスを維持するように電流が流れることになる。即ち電流設定用抵抗２４２の抵抗値Ｒｓをパラメータとして設定することにより、Eｓ／Ｒｓの電流が得られることになる。
【００４０】
まず、コッククロフト方式電源２３０の発振部２３１で発生されるスイッチング周波数と出力電圧の関係についての実験データを表１および図７に示す。
【００４１】
【表１】
0004999242.tif 000002
【００４２】
なお、このとき簡単に周波数を変化させる便宜上、発振回路２３１に代えてパルスジェネレータを用いてスイッチング周波数を変化させた。
また、昇電圧部２３３のコンデンサ（Ｃ1〜Ｃ4）には１μFセラミックコンデンサを用いた。
さらに定電流回路２４１の電流値設定用抵抗２４２を調整し、電流負荷が０ｍＡ、０．７５ｍＡ、２．５０ｍＡの状態を作った。このときのコッククロフト方式電源の出力電圧は定電流回路２４１の入力端子（コッククロフト電源との接続部）に設けたＴＰ１で測定した。
【００４３】
表１及び図７に見られるように、定電流回路の電流負荷がないときは、出力電圧はスイッチング周波数に依存しない。一方、電流負荷が大きくなると周波数が高いほど有利になる。ただし、高い周波数で電圧が低下しているのは、スイッチング回路２３２のアナログスイッチ素子の動作スピードやＯＮ抵抗が影響しているからと考えられる。一方、低い周波数では電流の供給が追いつかないために電圧が保持できなくなるからと考えられる。
【００４４】
これらのデータにより、約５０Vの高電圧が必要な血球計数装置における検出器用の高電圧電源としては、スイッチング周波数５０〜１０００ｋHzで使用することが適切であることがわかった。
【００４５】
次に、コッククロフト方式電源の昇電圧部２３３において用いられる昇電圧用コンデンサ（C1〜C4）のコンデンサ容量と出力電圧の関係についての実験データを表２および図８に示す。
【００４６】
【表２】
0004999242.tif 000003
【００４７】
昇電圧部２３３のコンデンサ（Ｃ1〜Ｃ4）には１μF、０．１μF、０．０１μFのセラミックコンデンサを用いた。先の実験と同様に定電流回路２４１の電流値設定用抵抗２４２を調整し、電流負荷が０ｍＡ、０．７５ｍＡ、２．５０ｍＡの状態を作り、ＴＰ１で出力電圧を測定した。
【００４８】
表２及び図８に見られるように、電流負荷がないときは、出力電圧はコンデンサ容量に依存しない。一方、電流負荷が増大するにつれてコンデンサ容量が大きいほど電源としての電流容量が大きくなる。
【００４９】
したがって、コンデンサ容量が大きいほど電流容量の点では有利であるが、電流容量とともにコンデンサ自体が大きくなるので実用上問題のない１μＦが好適であることがわかった。
【００５０】
次に、スイッチング周波数と出力電圧の関係、コンデンサ容量と出力電圧の関係を踏まえて、コッククロフト方式電源のスイッチング周波数、コンデンサ容量の回路定数の最適化を図り、電源としての性能を確認した。
【００５１】
表３および図９は電流負荷と電源電圧との関係を示す実験データである。
スイッチング周波数は上述した好適な範囲に含まれる１６０ｋＨｚ（図４の発振回路２３１中のＲ1＝４７ｋΩ、Ｃ6＝１００ｐＦ）とし、コンデンサ容量（Ｃ1〜Ｃ4）は１μＦとした。
【００５２】
【表３】
0004999242.tif 000004
【００５３】
表３および図９に見られるように、電流負荷が大きくなるとともにＤＣ成分が下がり、ＡＣ成分は大きくなる。そして電流負荷１．６４ｍＡ以上になるとＤＣ成分が５０Ｖ以下になる。血液中の粒子検出用の高電圧電源として要求される出力５０Ｖ以上、電流負荷０．６〜１ｍＡは十分満たしているので、血球計数装置用の高圧電源としてコッククロフト方式電源が適用可能であることがわかった。
【００５４】
次に、コッククロフト方式電源による消費電力について測定した結果を示す。
消費電力は、スイッチング回路２３２に接続される直流入力電圧源（＋１２Ｖ）とスイッチング素子との間に抵抗（約１０Ω）を挿入し、その電圧降下から消費電力を確認した。
【００５５】
その結果、待機時（コッククロフト電源のスイッチング動作を停止した状態）では消費電力３ｍＷが確認され、検出電流をＯＮとした状態では（電流負荷０．７５ｍＡのとき）８３ｍＷの消費電力が確認された。
【００５６】
ちなみに、図６で示した市販ＤＣ−ＤＣコンバータの場合は、待機時（ＤＣ−ＤＣに５Ｖを供給し、出力は無負荷とした状態）で５８０ｍＷ、検出電流をＯＮとした状態（電流負荷０．７５ｍＡのとき）で６４０ｍＷの消費電力が確認された。
【００５７】
この結果、市販ＤＣ−ＤＣコンバータを用いて作成した高圧電源に比して消費電力は大きく低減されており、ましてや従来装置で使用していた高圧電源と比較すると各段に消費電力が低減されたことになる。
【００５８】
その結果、コッククロフト方式電源を搭載したプリント基板を他の制御用基板ととともに制御基板部に取り付けることが可能になり、装置の小型化が可能になった。
【００５９】
また、消費電力が微小になった結果、発熱量も各段に小さくすることができることとなり、冷却ファン等を搭載する必要もなくなった。
【００６０】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、粒子計数装置用の電源にコッククロフト方式電源を用いたので消費電力を押えることができ、また、小型のプリント基板上に高圧電源を搭載するようにしたので装置の小型化を図ることができた。
また、消費電力を抑えることにより発熱も低減することができるので、冷却ファンを必要とせず小型にすることができた。
また、高価な部品（ＤＣ−ＤＣコンバータ）を使用するまでもなく、粒子検出器用の高圧電源として十分使用可能な性能を有する電源を提供することができた。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である血球計数装置の外観図。
【図２】本発明の一実施例である血球計数装置用の電気系のブロック構成図。
【図３】本発明の一実施例である血球計数装置の検出回路の構成図。
【図４】本発明の一実施例である血球計数装置において用いられるコッククロフト方式電源の回路図。
【図５】コッククロフト方式電源の性能を確認するために用いた実験用の回路図。
【図６】市販のＤＣ−ＤＣコンバータを用いた高圧電源の回路図。
【図７】スイッチング周波数と出力電圧の関係を示す図。
【図８】コンデンサ容量と出力電圧の−関係を示す図。
【図９】電流負荷と電源電圧の関係を示す図。
【符号の説明】
１：血球計数装置
２３０：コッククロフト電源
２３１：発振部
２３２：スイッチング回路
２３３：昇電圧部
２４０：定電流回路
２５０：抵抗式粒子検出器
【図１】
0004999242.tif 000005
【図２】
0004999242.tif 000006
【図３】
0004999242.tif 000007
【図４】
0004999242.tif 000008
【図５】
0004999242.tif 000009
【図６】
0004999242.tif 000010
【図７】
0004999242.tif 000011
【図８】
0004999242.tif 000012
【図９】
0004999242.tif 000013