JP2954508B2 - 血液サンプルのヘマトクリット値を測定する計数装置のための制御溶液キット - Google Patents
血液サンプルのヘマトクリット値を測定する計数装置のための制御溶液キットInfo
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、医学的診断及び研
究等で血液サンプル中の種々の成分を測定するのに使用
する血液分析装置の制御溶液キットに関する。 【０００２】 【従来の技術】一般に、血液サンプル全体からその中の
血球を所定のサンプル容積まで押詰めた容積比率即ち、
押詰めた赤血球容積／血液サンプル全体は、貧血及び他
の病気の状態を診断するのに有用な目安となる。その比
率は、通常「ヘマトクリット率（ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ
ｒａｔｉｏ）」又は「ヘマトクリット値（ｈｅｍａｔ
ｏｃｒｉｔ ｖａｌｕｅ）」と呼ばれ、通常血液サンプ
ル全体を遠心分離して血漿から血液を分離することによ
り測定されている。又血液サンプルでは、他は全て一定
であっても、その導電率がそのヘマトクリット値の機能
に応じて変化することが知られている。しかし、他の血
液成分、特に電解液は導電率に大きく影響を及ぼす。も
し導電率の読取り値から信頼できるヘマトクリット値が
得られるのであれば、それらの成分の導電率は正しく意
義あるものになるに違いない。 【０００３】血液成分の測定のための自動化装置、例え
ば電解質濃度又は血液中に溶解したガスの分圧を測定す
る装置は、しばしば血液流路に沿って配した電極を使用
する。血液全体が流路中に導入されると、電極により所
望の血液特性の読取りができる。一般には、電極は種々
の血液成分を示す電気信号を供給するのに使用され、そ
の血液成分とは、ナトリウムイオン濃度（〔Ｎａ
+ 〕）、カリウムイオン濃度（〔Ｋ+ 〕）、カルシウム
イオン濃度（〔Ｃａ++〕）、水素イオン濃度（ｐＨ）、
Ｏ2 に起因する分圧（ＰＯ2 ）及びＣＯ2 に起因する分
圧（ＰＣＯ2 ）である。 【０００４】しかしながら、血液分析装置の流路の種々
の成分、例えば電極又はゴム製入口隔壁を時々交換する
必要があった。更に、特に分析装置が小さいと、曲がっ
た流路は行き止まり部を生じ、血液全体が固まってしま
う。従って、装置を停止、分解、清掃、再組立、再起動
をしなければならずロスタイムを生じていた。 【０００５】従って、本出願人は、特願昭６１−１７２
６９０号により上記問題点を解決し得る方法及び装置を
提案したが、その方法及び装置は本願明細書中にも述べ
られている。これによれば、液体流路に沿ってサンプル
を流しかつ流路中の手段を使うことにより、サンプルの
導電率及びサンプル中のイオン種の濃度を夫々示す電気
信号を得て、血液サンプル中のヘマトクリットレベルを
測定するものであり、標準溶液が、サンプル測定以前又
は以後に同一の流路中に導入される。標準溶液は、既知
のイオン種及び濃度及び既知の「等価の」（ｅｑｕｉｖ
ａｌｅｎｔ）ヘマトクリット値を示す導電率を有するも
のである。かくして、標準溶液との比較により血液サン
プルの導電率を得ることにより、標準溶液（ＥA ，Ｅ
B ，ｐＨA，ｐＨB ）の導電率及び既知の等価ヘマトク
リット値（ＨB）を使用して、仮のサンプルヘマトクリ
ット値を得た後に、更にこの値を血液サンプル及び標準
溶液の各イオン種濃度を使用して補正して正確なサンプ
ルヘマトクリット値を得る作業を、それらの電気信号を
利用して得るようにしている。 【０００６】従って、従来、血液サンプルの全体を遠心
分離して血漿から血球を分離しこれを押詰めてヘマトク
リット値を測定するという面倒でかつ時間のかかる作業
を必要とすることなく、血液サンプル及び標準溶液を所
定の液体流路中を流すのみで上記各電気的信号からヘマ
トクリット値を得ることができ、迅速でかつ正確な測定
作業を行なえる。なお、「等価のヘマトクリット値」と
は、本出願においては、標準溶液のヘマトクリットレベ
ルに対応する導電率を有する血液サンプルのヘマトクリ
ットレベルを意味するものとする。これは例え、標準溶
液が血球を何ら含まずかつ実際のヘマトクリット値がゼ
ロであってもそうである。 【０００７】ここで、上記装置自体の動作の正確さを時
折り確認することが必要であり、このために装置に対し
て、正確な既知の電解質、ＰＨ、血液ガス及びヘマトク
リットレベルを有する血液サンプルを流して上記確認を
行なっていた。 【０００８】 【発明が解決しようとする課題】しかるに、上記装置の
正確さの確認のために使用する血液サンプルは高価であ
るために、血液サンプルに代る代理溶液の出現が望まれ
ていた。 【０００９】 【課題を解決するための手段】上記問題点を解決するた
めの本発明の構成は、血液サンプルのヘマトクリットの
ためのサンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を測定し
て評価する装置のための制御溶液キットであって、該装
置は、（ａ）血液サンプルの導電率を測定することによ
り前記サンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を得、
（ｂ）該サンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を該サ
ンプル中のイオン種濃度に関して補正することにより真
のサンプルヘマトクリット値（Ｈｘ＊）を得るような、
前記制御溶液キットであって、前記制御溶液キットは、
既知のイオン種濃度を含む水溶液部分と、イオン活性係
数増大剤を含む非水溶液部分とからなり、前記水溶液部
分内の前記イオン種の濃度の値は、制御溶液全体内の前
記イオン種濃度として見た場合は生理溶液の前記イオン
種の通常濃度の値より低いままであるが前記水溶液部分
内の前記イオン種の濃度として見た場合は前記生理溶液
の前記イオン種の通常濃度濃度の値に略等しく、これに
より前記制御溶液の導電率は既知の等価ヘマトクリット
値に対応する値になることを特徴とするキットである。 【００１０】従って、本発明の上記構成によれば、次の
効果がある。 既知のイオン種（例えばＮａ + ）濃度
を含む水性溶液中にイオン活性係数増大剤を混入して、
前記既知のイオン種濃度を含む水溶液部分と、イオン活
性増大剤を含む有機化合物としての非水溶液部分と、か
らなる制御溶液を完成し、この制御溶液のイオン種濃度
を測定するとき測定器は非水溶液部分は無視して水溶液
部分内のみのイオン種濃度を測定するので、制御溶液全
体から見た実際の前記イオン種濃度は低いままである
が、測定イオン種濃度は見かけ上（つまり、測定上）高
くなって生理溶液のイオン種の通常濃度と略等しい大き
な値となり、血液サンプルの代用として十分に、分析装
置の器具の正確さを確認測定するのに使用し得る。ま
た、制御溶液全体の実際のイオン種濃度が低いから実際
の導電率も低くなり、結果的に制御溶液は血液サンプル
のヘマトクリット値に等しい例えば５０％という適切な
等価ヘマトクリット値を与えることができ、例えば分析
装置の回路の電気的測定の範囲を大きくできる。 【００１１】 従って、制御溶液の代わりに血液サン
プルを使用する場合の如く高価になってしまったり、ま
た生理溶液を使用する場合の如く例えば生理溶液全体の
Ｎａ＋通常濃度が実際に例えば１３０〜１５０ｍＭ程度
で血液サンプルと同等であることは好ましいが、そのた
めに等価ヘマトクリット値が例えば５％と小さくなって
上記電気的測定に悪影響を与えてしまう、等のことがな
い。 【００１２】 【発明の実施の形態】図１に示す如く、分析装置１０
は、血液全体の少量（例えば約０．２５ml以下）のサン
プルにおける任意の電解質及びガスの濃度の測定を行な
うものであり、その血液は凝結防止のため〔例えばヘパ
リン（肝臓や肺にあって血液の凝固を防ぐ物質）〕によ
りすでに処理されている。特に、処理済サンプルはプロ
ーブ２０を介して容器から引出され、サンプル流路に沿
って、廃棄物出口２８（図２）から流出する。サンプル
「ＰＯ2 ，ＰＣＯ2 ，〔Ｎａ+ 〕，〔Ｋ+ 〕，〔Ｃ
ａ++〕及びＰＨ」の読取り値はＣＲＴディスプレイ１２
及びテーププリンタ１４に与えられる。上記流路は、サ
ンプルのヘマトクリット値の測定及び読取りをする手段
を含んでいる。 【００１３】上記測定は、後に詳述する如く行なわれ、
これは測定される特性を示す電気信号を発生する電解質
及び関係部品を使用してなされる。値を信号に変換する
ために、電極は交換可能なシリンダからの標準ガス及び
交換可能な流体パック１８からの標準流体と共に定期的
に標準化される。なお流体パック１８の部品及び動作は
更に後に述べられる。電極及び標準化装置は、制御プロ
グラム及びキーパッド１６上への作業者の入来に応答し
てコンピュータ（図１３）により制御される。 【００１４】Ａ．サンプル流路 図２に示す如く、プローブ２０は中空細長の金属チュー
ブ（例えばステンレス鋼）であり、一端に流体入口２１
を有しかつ他端は流体流路に接続されている。プローブ
駆動モータ２２は、制御器２２２により制御されて、プ
ローブ２０を隔壁組立２４を通して長手方向に移動させ
る。一方、プローブ出口は流体の流路に連通したままで
ある。プローブ２０の矢印Ａ方向（図２）の最遠方の長
手方向延長部は図２に示されており、そこでは、プロー
ブの流体入口２１は隔壁組立２４の外方に位置決めさ
れ、かつ入口を通して流路に沿って導かれる血液サンプ
ル２６内に浸されている。 【００１５】図２は電極組立（図６〜図１０に最も良く
示されかつ後に詳述される）を通るサンプル流路を示
す。そのサンプル流路は、抵抗器ヒーター１６０により
加熱されるヒーターブロック３０と「ＰＯ2 ，ＰＣＯ
2 ，ＰＨ，〔Ｃａ++〕，〔Ｋ+〕、及び〔Ｎａ+〕」を夫
々示す信号を発生する電極、ブロック８０内の一連の６
個の電極３１，３３，３５，３７，３９及び４１と、基
準ブロック１０５とを含む。電極の外部の機械的形状は
後に述べられる。電極の電気化学的原理及び構成は従来
と同様である。電極ブロック８０から、サンプルは廃棄
物出口２８へ流れる。流体流れは蠕動（ぜんどう）ポン
プ２９により流路に沿って引出され、そのポンプ２９は
制御器２２９の制御によるステップモータ２３０により
駆動される。 【００１６】流路に沿って、空気検知器が設けてあり、
これにより、空気から液体への変化を示す導電率の変化
を検知する。これにより、空気／液体の変遷の指示が与
えられ、かくして、１つの液体から他の液体への信号の
変化を生じ、サンプル及び標準液の配置を確かめる。特
に、第１の空気検知器３２はヒーターブロック３０に配
置され、ヒーターブロック３０に配された検知器６９は
後に詳述する如くヘマトクリットレベル検知器として機
能する。第２の空気検知器１０３は電極ブロック内に配
されている。最後に、クランプ電極４３は廃棄物出口２
８から上流に配されて回路に接続されており、この回路
は通常モードの電圧範囲を最小にし、それにより電極測
定の感度及び安定性を改善せしめている。 【００１７】Ｂ．標準流路 分析装置は流路に種々の標準流体を流し、かつ流路を洗
い流すよう特に設計されている。又そのことにより、標
準流体どうし又は標準流体と血液サンプル２６との間で
汚染し合う機会が最小になるようにしている。図２に最
も良く見られる如く、標準流体は特定の流路及び隔壁組
立２４内の室に与えられ、そこから上述したサンプル流
路を通って廃棄物出口２８に流れる。標準流体及びそれ
らの流路は次の通りである。 【００１８】（１）ＧA 。これは既知のＰＯ2 及びＰＣ
Ｏ2 成分を有するガス源であり、メートル計測のソレノ
イドバルブ４６（リー社により販売）を介して加温器４
７に接続され、そこからライン４８を介して隔壁組立２
４の室４９に接続される。 【００１９】（２）ＧB 。これはＧA と同様であり、異
なるＰＯ2 及びＰＣＯ2 成分を有し、それによりそれら
の２つの電極の標準化を可能とする。ＧB はソレノイド
バルブ４６′、加湿器４７′及びライン４８′を介して
隔壁組立２４の室４９に連通している。 【００２０】（３）ＰＨA 。これは既知のＰＨの標準液
であり、ライン５３を介して隔壁組立２４の室５４に流
入する。 【００２１】（４）ＰＨB 。これはＰＨA と同様の標準
液であり、ＰＨA とは異なるＰＨを有し、ライン５３′
を介して隔壁組立室５５に流入する。標準液ＰＨB は既
知の等価ヘマトクリット値を示す総導電率を有する。後
に詳述する如く、既知の導電率を有する溶液は、特定の
「等価ヘマトクリット値」を有する血液サンプル全体の
等価物として取扱われる。 【００２２】（５）ＥA 。これは電解質標準液であり、
既知の〔Ｎａ+〕，〔Ｋ+〕及び〔Ｃａ++〕と、ＰＨB と
は異なる既知の等価ヘマトクリット値を示す総導電率と
を有する。ＥA はライン５６を介して隔壁組立室５７へ
流入する。 【００２３】（６）ＥB 。これは電解質標準液であり、
ＥA とは異なる既知〔Ｎａ++〕，〔Ｋ+〕及び〔Ｃ
ａ++〕を有する標準液ＥB はライン５８を介して隔壁組
立室６０に流入する。 【００２４】種々の標準溶液の成分については、後に更
に詳しく述べられる。 【００２５】各ライン５３，５３′，５６及び５８はピ
ンチバルブ（ｐｉｎｃｈ ｖａｌｖｅ）５１を介して流
れ、このバルブ５１はモータ６３及び制御器６４により
制御される。即ち、それらのラインを使用しないとき選
択的かつ個別に該ラインを閉止する。各ライン５３，５
３′，５６及び５８は予熱器５２を通過して、標準液を
ヒーターブロック３０に入る前に幾分か暖める。洗浄用
ライン６１はピンチバルブ５１をバイパスして予熱器５
２を通過して隔壁組立室６２に至る。ライン４８，４
８′，６１，５６，５８，５３及び５３′は端部に剛性
多プラグ式コネクタ１６１を有し、このコネクタ１６１
は隔壁組立２４に全てのラインを同時に接続する。特
に、コネクタ１６１は、隔壁組立室への各入口を囲む隔
壁組立２４の凹部内に嵌合される形状となっており、コ
ネクタ１６１が適切に位置決めされたとき各ライン４
８，５３，５３′，５６，５８及び６１からの出口は適
当な隔壁組立入口をそれに重なることにより分解可能に
シールする。 【００２６】高品質参考溶液（Ｒｅｆ) がライン６７を
介して流れ、基準電極３４と接触する。そしてそこから
クランプ電極４３及び廃棄物出口２８間の上記サンプル
流路へ流入する。開いた基準接合点（即ち膜内に収容さ
れていない接合点）を使用することにより、基準溶液の
ために低圧流れの使用が可能となり、これによりサンプ
ル流路又は電極センサの基準溶液による汚染の可能性が
減少される。点線６４は空気浴に浸った分析装置の領域
を示し、この空気はファン６５により駆動されるヒータ
ー６６からくるもので温度を一定とせしめる。なおファ
ン６５は制御器６６′及びファン故障モニター６５′に
接続されている。 【００２７】分析装置の３つの特別の特徴が後に詳細さ
れる。即ち、隔壁組立２４と、電極組立６８（図６）
と、導電率検知器６９を介したヘマトクリット検知とで
ある。 【００２８】Ｃ．隔壁組立 図３，図４，図４Ａ及び図５を参照すると、分解可能な
隔壁組立２４は室４９，５４，５５，５７，６０，６２
を有しており、それらはゴム隔壁７０（図３）により分
離されている。ゴム隔壁７０はプローブ２０を受入れる
切れ目を入れられ、プローブ２０が組立２４を通して延
びる状態でプローブ２０の回りでシールを形成してい
る。隔壁組立２４により、分析装置は将来のサンプルの
汚染を伴わずサンプル流路に沿って基準流体の一又はそ
れ以上を自動的に流出させることを可能とする。図３，
図４，図４Ａ，図５に最も良く見られる如く、組立２４
は一の端部取付ユニット７１及び複数の中央隔壁支持体
７２を含み、各支持体７２は軸方向中央溝７４に連通す
る半径方向入口３７３を有する。円筒形ゴム隔壁７０は
端部取付ユニット７１及び中央ユニット７２の円孔７５
内に着座する。 【００２９】図４Ａは隔壁７０の横断図を示し、この場
合隔壁７０には組立２４内に作用する応力が作用してい
ない。特に、隔壁７０の各側面の周囲の非常に小さい
〔例えば０．０１０インチ（０．２５mm）〕環状リム７
０′は、次のように設計されている。即ち、隔壁７０が
限定した径の孔７５に着座されたとき、隆起部でシール
を行なう半径方向（即ち矢印Ｃ方向）の押しつぶし変形
が柔げられ、これによりシール機能が強化され、プロー
ブ２０周囲の漏れが減少される。このようにして、上記
隔壁７０の設計により、プローブ２０の移動に伴い摩擦
及び摩耗を生ずる緊密な嵌合の必要なく適切なシールを
与える。 【００３０】組立２４は、切れ目のない隔壁を有する全
てのユニットを決まった場所に整合させることにより製
造され、外方スリーブ７７はそのとき半組立の外部に位
置決めされる。組立２４は次いで超音波により一体に溶
接される。超音波溶接の後、中央溝７４にナイフが入れ
られ、各隔壁７０に小さな切れ目が刻入される。隔壁７
０は最初に整合配置され次いで切れ目を刻入し、しかも
切れ目の寸法は極小ゆえ、上記整合は保たれたままであ
る。従って、プローブ２０がそれらを通って繰返し移動
しても隔壁７０の摩耗を減少させることができ、これに
より組立２４の有効寿命を長くすることができる。 【００３１】隔壁７０の切れ目が摩耗すると、組立２４
内の室どうしのシールはその影響を受け、汚染の可能性
が高まる。従って、隔壁組立２４を時折り交換すること
が必要である。分析装置から組立２４の取外しを可能と
するために、端部ユニット７１は、図５に示す如く、分
析装置１０の取付板１６３のバネ付勢した掛け金に回転
可能に係合及び係合解除する設計となっている。特に、
取付板１６３の凹部７６、即ち分析装置１０の表面には
２つの太い弾性を有する平行のワイヤ７３が予めセット
した距離だけ離れて設けられている。組立２４のユニッ
ト７１は２つの着座柱７８を有し、これらはワイヤ７３
間に嵌合して位置決めされる平行な平面側部８０を夫々
有する。着座柱７８のフランジ３８１は一般には平面で
若干角部に丸みがあり、所定距離だけ離れた直線状平行
溝８２（図３）を有する。この所定距離は、ワイヤ７３
間の上記距離よりはほんの僅かに小さい。隔壁組立２４
を挿入するには、その端部ユニット７１を最初の位置で
その側部８０をワイヤ７３に対し平行かつワイヤ７３間
に位置するようにして凹部７６内に挿入させる。そし
て、組立２４を何れかの方向へ回転させ、ワイヤ７３を
溝８２内に係合させる。１／８回転させると、ワイヤ７
３は溝８２の肩部により弾性的に離間せしめられ、不安
定な位置となる。つまり、上記１／８回転位値から僅か
に回転させることにより、ワイヤ７３の付勢力が解除さ
れ安定配置が再び設定される。最初の位置から１／４回
転させると、ワイヤ７３は溝８２内に着座し組立２４を
決まった位置に係止する。更に何れかの方向へ１／４回
転させると、組立２４を係止解除できる。 【００３２】一旦、組立２４が挿入されると、多接続コ
ネクタ１６１は所定位置に取付けられ、これにより図３
に示す如く、種々の標準化ラインの各々が隔壁組立２４
の適切な入口にシール的に重なる。 【００３３】Ｄ．電極組立 プローブ２０に設けた流体流路は、図６〜図１１に示す
如く電極組立と連通している。流路はヘマトクリット検
知器６９の入口１０１（図１０）を介してヒーターブロ
ック３０に入り、ステンレス鋼配管を介した回り道ルー
トをとってヒーターブロック３０からの熱伝達を受け
る。ヒーターブロック３０は一対の電極１０２を有する
第１の空気検知器３２を含み、各電極１０２は非活性
（例えばＨＮＯ3 によりエッチングされたステンレス
鋼）壁を有する室内で互いに離れて配置されている。電
極１０２は反射インピーダンス検知器に接続され、この
検知器はデジタル信号に変換される信号を発生し、コン
ピュータ１３０（図１３）を介してプローブ２０を制御
する。第１の空気検知器３２から、流体は後に詳述する
ヘマトクリット検知器６９に至る。 【００３４】図８に示す如く、ヒーターブロック３０及
び電極ブロック８０間の接続は、小片のタイゴン（ＴＭ
ノートン社製）配管により行なわれ、この配管は各ブロ
ックの流路からステンレス鋼配管の端部にわたり取付け
られる。タイゴン配管は、ステンレス配管の端部を囲む
各ブロック内の皿穴内に取付けられる。電極ブロック８
０では、流路は各電極３１，３３，３５，３７，３９，
４１（図２）にわたり順次流通する。第２の空気検知器
１０３（図２）は電極３３及び３５間に配置され、第１
の空気検知器３２と関連して上述した如く動作する。図
９に示す如く、流路はブロック８０内で円形電極孔１０
４の底部の縦穴間でジグザグ径路となっている。 【００３５】電極組立８０の下流部品は基準ブロック１
０５であり、このブロックはクランプ電極４３（図２）
とそれから上流のＴ形接続部を含む。この接続部は基準
ライン６７と連通して基準流体（Ｒｅｆ）を廃棄物出口
２８から引出させる。ライン６７中の基準電極３４は電
極３５，３７，３９，４１（即ちＰＨ，〔Ｃａ++〕，
〔Ｋ+〕，〔Ｎａ+〕電極）のための基準物として機能す
る。２つのガス電極３１，３３は内部基準物を有する。 【００３６】流路は、比較的小さな径（例えば０．７m
m）を有し、図９の如く曲りくねっているので、その中
で血液が凝固する。好ましくは、ヒーターブロック３
０、電極ブロック８０及び基準ブロック１０５は、それ
らの１つを交換したり又はそれらから血液凝固物を取除
く必要があるとき、図８に示す如く、個々に分解したり
交換したりできるよう、分離ユニットとされている。特
に、ヒーターブロック３０は背板１０６を含み、この板
に電極ブロック８０がボルト締めされる。くちびるを有
するリテーナ１０７は背板１０６の頂部端にネジ込ま
れ、基準ブロック１０５の頂部の切込みに係合する。又
基準ブロック１０５の背面の底部のくちびる部１０８
（図８）は電極ブロック８０の頂部の溝に係合する。ブ
ロック３０のヒーター及び空気検知器への電気的接続は
多ピン式コネクタ４４を介してなされる。ブロック８０
及び１０５の電気部品への接続は、雄型コネクタプラグ
を介してなされ、これによりユニットを容易に分離でき
る。位置決めピン１５２（図６，図７）は背板１０６か
ら後方へ延びて、分析装置内の共働する形状の凹部内へ
矢印Ｂ方向（図８）に強制されて電極組立をガイドす
る。流路入口１０９、基準入口１１０（図９）及び廃棄
物出口２８は組立から延びて分析装置内の配管に接続さ
れる。 【００３７】これによれば、電極組立８０の全ての流体
流路（即ち、ヒーター、電極及び基準ブロックを通って
いる）は単に２本のボルトを取外すのみで、短時間で容
易に分解及び交換ができる。その場合、流路の部品に欠
陥を生ずると、流路は代替部と交換でき又装置は最初の
部品の欠陥を治すための時間を要せず再起動できる。か
くして、装置の停止時間は予備の流路部品を管理するの
みにより、大幅に減少できる。 【００３８】各電極３１，３３，３５，３７，３９，４
１は交換可能なユニットに個別に取付けられており、そ
の１つ（電極ユニット３１′）が図１１に示してある。
電極ユニット３１′は電極支持シリンダ８９を有し、こ
のシリンダ８９はクリップ８１の背部８２内の孔８３に
移動自在に挿通している。クリップ８１はその一端から
延びる弾性変形可能な突起部８５を有し、この突起部８
５はその端部にブロック８０の溝８７に係合する寸法の
係合部８６を有する。クリップ８１から延びるガイドピ
ン８８は、係合部８６に対向する端部がブロック８０の
孔４５に嵌合される。シリンダ８９は孔８３に容易に嵌
合されるに十分な程小さい径を有し、又圧縮スプリング
９０がクリップ８１とシリンダ８９のフランジとの間に
着座しており、シリンダ８９をブロック８０の電極孔１
０４内へ付勢している。シリンダ８９の後部のフランジ
１５３はシリンダ８９がクリップの孔８３を通抜けるの
を阻止するものである。ＰＣＯ2 の電極３１がシリンダ
８９に接着され、シリンダ８９は中空で、配線及び（内
部基準物を有するガス電極であるため）基準電極を収容
し、これにより電極をプラグ９１を介して信号発生装置
に電気的に接続する。 【００３９】Ｅ．ヘマトクリット値検知器 本装置によれば、時間消費、手作業によるきつい遠心分
離作業及び目視測定の必要なく又血液標準物全体の使用
の心配なく、電気的に迅速で正確なヘマトクリット値の
測定を行なうことができる。ヘマトクリット値の測定
は、血液サンプル２６の電気的導電率（Ｃ）とそのヘマ
トクリット値（Ｈ）との関係に基づいて行なわれ、その
関係は次式で与えられる。 【００４０】 Ｃ＝Ｃ0 （１−Ｈ） ……………………………………（１） ここで、Ｃ0 はＨ＝０のときの導電率である。血液分析
装置は１つの抵抗信号を得てそれを夫々異なる既知の導
電率を有する２つの標準溶液（基準液）からの各抵抗信
号と比較することによりサンプルの導電率を測定する。
分析装置は電気部品を含み、それにより重要領域におけ
る直線的な信号対固有抵抗の関係を与える。これによ
り、２つの基準液はサンプルの固有抵抗信号に対応する
値を設定するに十分である。 【００４１】血液サンプルの電気的導電率Ｃは、ヘマト
クリット値に加えて多くの要因、特に種々の電解質の濃
度に依存している。従って、標準流体の導電率のヘマト
クリット値への如何なる変換も必然的にそのような電解
質の濃度レベルを意味している。サンプルの電解質濃度
は、それらの補正を必要とする意図された標準液濃度か
ら十分に変化し得る。しかしながら、標準液において意
図されたナトリウム濃度が実際のサンプル導電率を補正
するのに使用されるなら、得られたヘマトクリット値は
血液のヘマトクリットの測定のために必要な範囲内では
正確であろう。 【００４２】一般に、与えられた〔Ｎａ+〕レベル及び
与えられた検知器幾何学を考えると、抵抗値（ＲX）は
図１２Ａに示す如く、ヘマトクリット値に関与する。同
図ではＲ0 はＨ＝０での抵抗値である。かくして、ＲX
は標準液Ａの既知の抵抗値（ＲA）及び既知のヘマトク
リット値（ＨA）を使用して血液サンプルのヘマトクリ
ット値（ＨX）を得るのに使用され、これは次式で表わ
される。 【００４３】 ＲX −ＲA ＝Ｒ0 〔１／（１−ＨX ）−１／（１−ＨA ）〕 ……（２） ここで、Ｒ0 はＨ＝０での抵抗値である。Ｒ0 を測定す
るために、既知の等価ヘマトクリット値（ＨB）を有す
る第２の標準液ＥB が必要である。ＰＨ標準液の１つ、
例えばＰＨB がこの目的のため使用されるのが好まし
い。ＰＨB の抵抗値（ＲB ）及び標準液ＥA の抵抗値
（ＲA ）を測定することにより、Ｒ0 が上記（２）式か
ら測定可能である。一度Ｒ0 がわかり、ＲX 及びＲA が
測定可能であり、又サンプルのヘマトクリット（ＨX）
が上記（２）式を整理し直すことにより得ることが可能
になると、ＨA も又知ることができる。 【００４４】 １／（１−ＨX）＝１／（１−ＨA）＋（ＲX −ＲA）／Ｒ0 ……（３） 各標準液の等価ヘマトクリット値ＨA ，ＨB は、それら
を実際の全体血液標準に標準化することにより測定され
る。 【００４５】〔Ｎａ+〕の変化に起因する抵抗値の変化
を補正するために、真実のサンプルのヘマトクリット値
（ＨX * ）はＨX から得られ、これは次式で表わされ
る。 【００４６】 １／（１−ＨX * ）＝１／（１−ＨX ）″（ＮａX ／ＮａSTD ）…（４） ここで、ＮａSTD は、標準液ＥA の〔Ｎａ+ 〕であり、
又ＮａX はサンプル〔Ｎａ+〕である。 【００４７】分析装置を動作させるときは、器具の正確
さを確かめるために外部からの制御溶液を使用すること
が望ましい。外部からの制御溶液は、かつては非常に正
確な既知の電解質、ＰＨ、血液ガス及びヘマトクリット
レベルを有する血液サンプル全体であった。しかしなが
ら、血液全体は比較的高価であり、又棚積み寿命が短く
比較的不安定なので取扱いが難しい。 【００４８】そういう訳で、十分な制御溶液を与えるに
は、血液全体に十分に似ている代理溶液を使用すること
が望ましい。既知の電解質及びＰＨを有する安定した水
性緩和材がヘマトクリット値以外の全ての読取りのため
制御液として機能し得る。つまり、そのような緩和材を
ヘマトクリットレベルの制御のために使用するのが難し
い理由は、実際の所、通常の生理的溶液では、ナトリウ
ムイオン濃度が約１３０mM〜１５０mMであることであ
る。そのような溶液の導電率は、５％以下の等価ヘマト
クリット値に相当する。その値は約５０％という通常の
等価ヘマトクリット値範囲よりはるかに低い。 【００４９】制御溶液は、上記５％より大きい通常範囲
の等価ヘマトクリット値を有することが望ましく、その
理由の一部は分析装置回路の直線的な信号対抵抗値の範
囲の限界のためである。ある人は〔Ｎａ+〕を減少させ
ることにより、制御溶液の等価ヘマトクリットレベルを
上げようと試みた。しかしそうすると、〔Ｎａ+〕は激
しく減少してしまい、それゆえ上記（４）式により要求
された補正において、補正されたヘマトクリット値のあ
らゆる効果的な増大を大幅に相殺してしまうであろう。 【００５０】このジレンマは水性制御溶液にイオン活性
係数増大剤を加えることにより解決され、これにより
〔Ｎａ+〕の検知電極４１により測定されるイオン活性
を増大し又ヘマトクリット抵抗値検知器により測定され
る抵抗値を増大させる。制御溶液にそのようなイオン活
性係数増大剤を含ませる。これにより、実際の〔Ｎ
ａ+〕は生理学的レベルより十分低い値のままである
が、〔Ｎａ+〕検知電極がそのイオン活性を測定し、上
記増大剤の存在の結果として生ずる増大するＮａ+ 活性
係数は生理学的〔Ｎａ+〕に等しい信号を与えるであろ
う。かくして、上記（４）式の結果として生ずる〔Ｎａ
+〕の補正は、制御ヘマトクリットにさほど影響を与え
ないであろう。 【００５１】適当なイオン活性係数増大剤はイオン化し
た水に混和し易い有機化合物であり、特にポリエチレン
グリコール、グリセロール、ポリプロピレングリコール
のようなポリオール（ｐｏｌｙｏｌｓ）である。そのよ
うなイオン活性増大剤を使用すると、〔Ｎａ+〕を通常
範囲（イオン濃度１３０mM〜１５０mM）でかつ通常範囲
の等価ヘマトクリット値（４０％〜５０％）を有する血
液サンプルの導電率特性を有する制御溶液を公式化する
ことが可能である。 【００５２】適当な制御溶液は２０mM〜６０mMの〔Ｎａ
+〕、０．５mM〜１．７mMの〔Ｋ+〕、０．１mM〜０．５
mMの〔Ｃａ++〕、６．８〜７．６のＰＨ及びグリコール
のような上記増大剤の１０％〜５０％（ｖ／ｖ）を有す
る。２つの特別な制御溶液は次のようである。 【００５３】 制御液＃１ 制御液＃２ 〔Ｎａ+〕 ＝５２mM 〔Ｎａ+〕 ＝２４mM 〔Ｋ+〕 ＝１．５mM 〔Ｋ+〕 ＝０．７mM 〔Ｃａ++〕＝０．４６mM 〔Ｃａ++〕＝０．２mM ＰＨ ＝７．４６ ＰＨ ＝７．４６ グリコール＝３８％（ｖ／ｖ） グリセロール＝１７％（ｖ／ｖ） 適切なＰＨ標準液は次の物で例示される緩和溶液であ
る。 【００５４】 ＰＨA ：ＫＨ2ＰＯ4 ８．６９５mM Ｎａ2ＨＰＯ4 ３０．４３０mM ＮａＨＣＯ3 ０．１０４０mM 最終ＰＨ＝７．３８４ ＰＨB ：ＫＨ2ＰＯ4 ２５mM Ｎａ2ＰＨＯ4 ２５mM 最終ＰＨ＝６．８４０ 〔Ｎａ+〕＝３０〜７０mM（望ましくは５０mM） 適切な電解質標準液は次の物で例示される。 【００５５】 ＥA ：〔Ｎａ+〕 ＝１２０〜１６０mM（望ましくは１４０．０mM） 〔Ｋ+〕 ＝４．００mM 〔Ｃａ++〕＝１．００mM ＥB ：〔Ｎａ+〕 ＝７５．０mM 〔Ｋ+〕 ＝２０．０mM 〔Ｃａ++〕＝２．００mM 適切なガス標準物は０〜２５％のＯ2 と０〜１５％のＣ
Ｏ2 とを有し、残りはＮ2 である。 【００５６】適切な参考物（Ｒｅｆ）及び洗浄用溶液は
当業者には周知である。 【００５７】図１２を参照すると、溶液がヘマトクリッ
ト検知器６９を通過すると、電極１１５及び１１６間の
抵抗値は定電流交流回路における反射インピーダンス技
術により測定され、この回路は変圧器を１２０，１２１
を介して電極１１５，１１６に接続されている。抵抗Ｒ
1 （典型的には約２０キロオーム）は安定化のために選
定されており、安定化とは例えば電極の境界層容量（ｂ
ｏｕｎｄａｒｙ ｌａｙｅｒ ｃａｐａｓｉｔａｎｃ
ｅ）からの位相変化に起因する陽極、フィードバックを
避けるものである。変圧器１２０のコイルの巻き比は
１：１であり、変圧器１２１のコイル巻き比は２５：１
である。回路は交流励起手段及び測定手段を電極から隔
絶させており、これにより、直接的接続及び直流イオン
化効果を防止し、かつ電極において比較的大きな通常モ
ード電圧範囲で機能する能力を与えている。回路は更に
比較的大きな範囲で直線的な信号対固有抵抗の関係を与
えている。 【００５８】図１２に一層詳細に示す如く、９００ヘル
ツの定電圧交流源１１８は変圧器１２０の駆動コイルに
接続されている。変圧器１２０の他のコイルは検知器６
９の電極１１５に接続されている。電極１１６は抵抗Ｒ
1 を介して変圧器１２１の駆動コイルに接続されてルー
プ２１０を形成し、ループ２１０から電極インピーダン
スは定電流交流回路に接続される。変圧器１２１はイン
ピーダンス測定回路中の定電流を保持するためのフィー
ドバックを与える。定電流回路、即ち反射インピーダン
ス検知回路から生じた信号は、フィルターを有する出
力、全波整流器１８１、及び非逆転増幅器１８２を介し
てマルチプレクサ１８３に接続される。次表は図１２に
示した構成部の値又は部品番号を示す。 【００５９】 表１ 部 品 値又は部品番号 Ｒ1 ２０κΩ Ｒ2 ２０κΩ Ｒ3 ３００κΩ Ｒ4 １ＭΩ Ｒ5 １００κΩ Ｒ6 １ＭΩ Ｃ1 ０．００２２μＦ Ｃ2 １０μＦ Ｃ3 ０．１μＦ Ｃ4 ０．１μＦ Ｃ5 ０．１μＦ Ｄ1 ＨＬＭＰ−１３０１（ヒューレット・パッカード社） Ｄ2 ＨＬＭＰ−１３０１（ヒューレット・パッカード社） Ｄ3 ＩＮ８２１Ａ Ａ1 ＴＬ０７４Ｃ（テキサス・インストルメント社） 変圧器１２０ ＳＰ−６６（トリアド社） 変圧器１２１ ＳＰ−４８（トリアド社） 更に又、図１２に示す如く、ナトリウム電極４１及び基
準電極３４は差動増幅器１９０に接続され、〔Ｎａ+〕
を示す信号をマルチプレクサ１８３に供給する。選択器
１９１は、例えば増幅器１９０，１８２又は他の図示し
ない回路からの入力信号を、フィルター１８７及びアナ
ログ−デジタル変換器１８８を介してコンピュータ１３
０へ出力する。このコンピュータは、インテル社のＳＢ
Ｃ８０／１０Ｂタイプであり一の８０８０Ａ ＣＰＵマ
イクロプロセッサを有する。 【００６０】最初に、標準溶液ＥA ，ＥB が流路中に循
回され、コンピュータ１３０はそれら（ＥA ，ＥB ）の
各導電率及び〔Ｎａ+〕のみならず各ＨA ，ＨB ，Ｎａ
STD値を示す信号を記憶する。ＲA ，ＲB のための値が
既知のＨA ，ＨB ，ＮａSTD値と共に測定されたとき、
補正されたサンプルのヘマトクリットＨX * は、上記計
算を行なうコンピュータ１３０を使用してＲX 及びＮａ
X を測定することにより得ることができる。上記８０８
０Ａ ＣＰＵマイクロプロセッサの計算を行なうアセン
ブリ語の適切なプログラムは本出願に付録として含まれ
ている。そのプログラムでは、ヘマトクリット値は（Ｈ
ct）として言及されている。 【００６１】III.動作 分析装置は血液サンプルの特性を測定するのに使用され
る。装置がオンになると、種々のヒーター及び送風機が
互いに釣合って動作し、又ポンプ２９（図２）がサンプ
ル流路を介して吸引を行なうよう起動され、標準溶液が
標準ライン６７を介してポンピングされる。流路を洗浄
するために、プローブ２０（図２）は駆動モータ２２に
より引込み変位し、その入口孔２１は隔壁組立２４の洗
浄室内に位置決めされる。それゆえ、洗浄用流体はライ
ン６１を介して引出され、流路を洗浄して廃棄物出口２
８から流出する。 【００６２】分析装置が遊び動作しているときは、ポン
プ２９は第２の空気検知器１０３のガス／液体の中間面
をそのまま維持するよう制御される。これにより、ガス
雰囲気中のＰＣＯ2 及びＰＯ2 電極を維持する一方、液
体雰囲気中の電解質及びＰＨを維持する。 【００６３】電極標準化のため、プローブ入口２１は、
コンピュータ１３０の制御下で、引続いて各隔壁組立２
４の孔内に導入される。これにより、プローブ２０は所
与の孔内に位置決めされ、コンピュータ１３０はピンチ
バルブ５１（図２）のモータ６３の制御器６４（図２）
又はソレノイドバルブ４６及び４６′を制御して、所望
の一の標準流体（液体又はガス）のみを隔壁組立２４に
通じさせる。その間他の標準流体はピンチバルブ５１及
びソレノイドバルブ４６，４６′によりシールされて、
汚染に対する更なる保証を付加する。液体ＥA ，ＥB ，
ＰＨA 及びＰＨB を伴う標準化はそれらの一の標準液の
みを順次流路を通して流すことにより達成され、空気検
知器により指示された液体位置に応答して適切にポンプ
２９を制御することにより、該標準液をそのままに保持
する。ＧA 及びＧB に伴う標準化はそれらの標準流体を
流路に沿って流すことにより達成される。各標準流体用
の電気信号値はコンピュータ１３０の記憶手段内に後に
得られる血液サンプル信号値と後に比較を行なうために
記録され記憶される。バルブ４６及び４６′は夫々二重
ソレノイドバルブを有し、コンピュータ１３０の制御下
で標準化ガスが測定されつつ流れるのを可能とする。 【００６４】分析が必要なとき、標準化は完全に行なわ
れる。そしてプローブ２０は十分に延ばされ、血液サン
プル液２６を流路へ流通させるが、このサンプルは標準
流体により汚染されることはない。各測定したサンプル
特性を示す信号は、生成されるとコンピュータ１３０へ
標準溶液ＥA ，ＥB 等の信号との比較のため供給され
る。かくして、各特性の値が設定され、これらの値は外
部装置、即ちＣＲＴディスプレイ１２及びテーププリン
タ１４に供給される。ヘマトクリット測定を除いて、標
準流体及びサンプル信号の発生、それらの信号の比較、
及びサンプル特性の値の計算のため装置の詳細は周知で
あり、ここでは繰返し説明しない。 【００６５】図１３は、電子部品及びそれらのコンピュ
ータ１３０への接続の他の側面を示す。特に、同図中、
コンピュータ１３０への入力は、キーパッド１６から又
フィルター１８７及びＡ／Ｄ（交流／直流）変換器１８
８を介したマルチプレクサ１８３から供給される。コン
ピュータ１３０はその出力をプローブモータ制御部２２
２、ピンチバルブモータ制御器６４、サンプル予熱器制
御器１６０′、空気加熱器及び送風機制御器６６′及び
ソレノイドバルブ４６，４６′に供給する。更に、コン
ピュータ１３０はその出力をＣＲＴスクリーン１２及び
プリンタ１４に供給する。 【００６６】他の具体例 他の具体例は、上記請求の範囲に含まれている。例え
ば、他の血液構成部又は付加的血液構成部は分析装置に
より検知可能である。〔Ｃｌ-〕のような他の電解質は
ヘマトクリットのための代理物として使用できる。その
場合には、標準溶液ＥA ，ＥB の適切な〔Ｃｌ-〕濃度
は夫々１１０mM及び６０mMである。その場合には、図１
２の符号４１（ナトリウム電極）は〔Ｃｌ-〕検知電極
になるであろう。上述した電極を隔絶する回路の代わり
に、電極は局部的接地（例えば予熱器内で）を伴い、交
流導電率測定回路に直接的に接続することもできる。
究等で血液サンプル中の種々の成分を測定するのに使用
する血液分析装置の制御溶液キットに関する。 【０００２】 【従来の技術】一般に、血液サンプル全体からその中の
血球を所定のサンプル容積まで押詰めた容積比率即ち、
押詰めた赤血球容積／血液サンプル全体は、貧血及び他
の病気の状態を診断するのに有用な目安となる。その比
率は、通常「ヘマトクリット率（ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ
ｒａｔｉｏ）」又は「ヘマトクリット値（ｈｅｍａｔ
ｏｃｒｉｔ ｖａｌｕｅ）」と呼ばれ、通常血液サンプ
ル全体を遠心分離して血漿から血液を分離することによ
り測定されている。又血液サンプルでは、他は全て一定
であっても、その導電率がそのヘマトクリット値の機能
に応じて変化することが知られている。しかし、他の血
液成分、特に電解液は導電率に大きく影響を及ぼす。も
し導電率の読取り値から信頼できるヘマトクリット値が
得られるのであれば、それらの成分の導電率は正しく意
義あるものになるに違いない。 【０００３】血液成分の測定のための自動化装置、例え
ば電解質濃度又は血液中に溶解したガスの分圧を測定す
る装置は、しばしば血液流路に沿って配した電極を使用
する。血液全体が流路中に導入されると、電極により所
望の血液特性の読取りができる。一般には、電極は種々
の血液成分を示す電気信号を供給するのに使用され、そ
の血液成分とは、ナトリウムイオン濃度（〔Ｎａ
+ 〕）、カリウムイオン濃度（〔Ｋ+ 〕）、カルシウム
イオン濃度（〔Ｃａ++〕）、水素イオン濃度（ｐＨ）、
Ｏ2 に起因する分圧（ＰＯ2 ）及びＣＯ2 に起因する分
圧（ＰＣＯ2 ）である。 【０００４】しかしながら、血液分析装置の流路の種々
の成分、例えば電極又はゴム製入口隔壁を時々交換する
必要があった。更に、特に分析装置が小さいと、曲がっ
た流路は行き止まり部を生じ、血液全体が固まってしま
う。従って、装置を停止、分解、清掃、再組立、再起動
をしなければならずロスタイムを生じていた。 【０００５】従って、本出願人は、特願昭６１−１７２
６９０号により上記問題点を解決し得る方法及び装置を
提案したが、その方法及び装置は本願明細書中にも述べ
られている。これによれば、液体流路に沿ってサンプル
を流しかつ流路中の手段を使うことにより、サンプルの
導電率及びサンプル中のイオン種の濃度を夫々示す電気
信号を得て、血液サンプル中のヘマトクリットレベルを
測定するものであり、標準溶液が、サンプル測定以前又
は以後に同一の流路中に導入される。標準溶液は、既知
のイオン種及び濃度及び既知の「等価の」（ｅｑｕｉｖ
ａｌｅｎｔ）ヘマトクリット値を示す導電率を有するも
のである。かくして、標準溶液との比較により血液サン
プルの導電率を得ることにより、標準溶液（ＥA ，Ｅ
B ，ｐＨA，ｐＨB ）の導電率及び既知の等価ヘマトク
リット値（ＨB）を使用して、仮のサンプルヘマトクリ
ット値を得た後に、更にこの値を血液サンプル及び標準
溶液の各イオン種濃度を使用して補正して正確なサンプ
ルヘマトクリット値を得る作業を、それらの電気信号を
利用して得るようにしている。 【０００６】従って、従来、血液サンプルの全体を遠心
分離して血漿から血球を分離しこれを押詰めてヘマトク
リット値を測定するという面倒でかつ時間のかかる作業
を必要とすることなく、血液サンプル及び標準溶液を所
定の液体流路中を流すのみで上記各電気的信号からヘマ
トクリット値を得ることができ、迅速でかつ正確な測定
作業を行なえる。なお、「等価のヘマトクリット値」と
は、本出願においては、標準溶液のヘマトクリットレベ
ルに対応する導電率を有する血液サンプルのヘマトクリ
ットレベルを意味するものとする。これは例え、標準溶
液が血球を何ら含まずかつ実際のヘマトクリット値がゼ
ロであってもそうである。 【０００７】ここで、上記装置自体の動作の正確さを時
折り確認することが必要であり、このために装置に対し
て、正確な既知の電解質、ＰＨ、血液ガス及びヘマトク
リットレベルを有する血液サンプルを流して上記確認を
行なっていた。 【０００８】 【発明が解決しようとする課題】しかるに、上記装置の
正確さの確認のために使用する血液サンプルは高価であ
るために、血液サンプルに代る代理溶液の出現が望まれ
ていた。 【０００９】 【課題を解決するための手段】上記問題点を解決するた
めの本発明の構成は、血液サンプルのヘマトクリットの
ためのサンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を測定し
て評価する装置のための制御溶液キットであって、該装
置は、（ａ）血液サンプルの導電率を測定することによ
り前記サンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を得、
（ｂ）該サンプルヘマトクリットレベル（Ｈｘ）を該サ
ンプル中のイオン種濃度に関して補正することにより真
のサンプルヘマトクリット値（Ｈｘ＊）を得るような、
前記制御溶液キットであって、前記制御溶液キットは、
既知のイオン種濃度を含む水溶液部分と、イオン活性係
数増大剤を含む非水溶液部分とからなり、前記水溶液部
分内の前記イオン種の濃度の値は、制御溶液全体内の前
記イオン種濃度として見た場合は生理溶液の前記イオン
種の通常濃度の値より低いままであるが前記水溶液部分
内の前記イオン種の濃度として見た場合は前記生理溶液
の前記イオン種の通常濃度濃度の値に略等しく、これに
より前記制御溶液の導電率は既知の等価ヘマトクリット
値に対応する値になることを特徴とするキットである。 【００１０】従って、本発明の上記構成によれば、次の
効果がある。 既知のイオン種（例えばＮａ + ）濃度
を含む水性溶液中にイオン活性係数増大剤を混入して、
前記既知のイオン種濃度を含む水溶液部分と、イオン活
性増大剤を含む有機化合物としての非水溶液部分と、か
らなる制御溶液を完成し、この制御溶液のイオン種濃度
を測定するとき測定器は非水溶液部分は無視して水溶液
部分内のみのイオン種濃度を測定するので、制御溶液全
体から見た実際の前記イオン種濃度は低いままである
が、測定イオン種濃度は見かけ上（つまり、測定上）高
くなって生理溶液のイオン種の通常濃度と略等しい大き
な値となり、血液サンプルの代用として十分に、分析装
置の器具の正確さを確認測定するのに使用し得る。ま
た、制御溶液全体の実際のイオン種濃度が低いから実際
の導電率も低くなり、結果的に制御溶液は血液サンプル
のヘマトクリット値に等しい例えば５０％という適切な
等価ヘマトクリット値を与えることができ、例えば分析
装置の回路の電気的測定の範囲を大きくできる。 【００１１】 従って、制御溶液の代わりに血液サン
プルを使用する場合の如く高価になってしまったり、ま
た生理溶液を使用する場合の如く例えば生理溶液全体の
Ｎａ＋通常濃度が実際に例えば１３０〜１５０ｍＭ程度
で血液サンプルと同等であることは好ましいが、そのた
めに等価ヘマトクリット値が例えば５％と小さくなって
上記電気的測定に悪影響を与えてしまう、等のことがな
い。 【００１２】 【発明の実施の形態】図１に示す如く、分析装置１０
は、血液全体の少量（例えば約０．２５ml以下）のサン
プルにおける任意の電解質及びガスの濃度の測定を行な
うものであり、その血液は凝結防止のため〔例えばヘパ
リン（肝臓や肺にあって血液の凝固を防ぐ物質）〕によ
りすでに処理されている。特に、処理済サンプルはプロ
ーブ２０を介して容器から引出され、サンプル流路に沿
って、廃棄物出口２８（図２）から流出する。サンプル
「ＰＯ2 ，ＰＣＯ2 ，〔Ｎａ+ 〕，〔Ｋ+ 〕，〔Ｃ
ａ++〕及びＰＨ」の読取り値はＣＲＴディスプレイ１２
及びテーププリンタ１４に与えられる。上記流路は、サ
ンプルのヘマトクリット値の測定及び読取りをする手段
を含んでいる。 【００１３】上記測定は、後に詳述する如く行なわれ、
これは測定される特性を示す電気信号を発生する電解質
及び関係部品を使用してなされる。値を信号に変換する
ために、電極は交換可能なシリンダからの標準ガス及び
交換可能な流体パック１８からの標準流体と共に定期的
に標準化される。なお流体パック１８の部品及び動作は
更に後に述べられる。電極及び標準化装置は、制御プロ
グラム及びキーパッド１６上への作業者の入来に応答し
てコンピュータ（図１３）により制御される。 【００１４】Ａ．サンプル流路 図２に示す如く、プローブ２０は中空細長の金属チュー
ブ（例えばステンレス鋼）であり、一端に流体入口２１
を有しかつ他端は流体流路に接続されている。プローブ
駆動モータ２２は、制御器２２２により制御されて、プ
ローブ２０を隔壁組立２４を通して長手方向に移動させ
る。一方、プローブ出口は流体の流路に連通したままで
ある。プローブ２０の矢印Ａ方向（図２）の最遠方の長
手方向延長部は図２に示されており、そこでは、プロー
ブの流体入口２１は隔壁組立２４の外方に位置決めさ
れ、かつ入口を通して流路に沿って導かれる血液サンプ
ル２６内に浸されている。 【００１５】図２は電極組立（図６〜図１０に最も良く
示されかつ後に詳述される）を通るサンプル流路を示
す。そのサンプル流路は、抵抗器ヒーター１６０により
加熱されるヒーターブロック３０と「ＰＯ2 ，ＰＣＯ
2 ，ＰＨ，〔Ｃａ++〕，〔Ｋ+〕、及び〔Ｎａ+〕」を夫
々示す信号を発生する電極、ブロック８０内の一連の６
個の電極３１，３３，３５，３７，３９及び４１と、基
準ブロック１０５とを含む。電極の外部の機械的形状は
後に述べられる。電極の電気化学的原理及び構成は従来
と同様である。電極ブロック８０から、サンプルは廃棄
物出口２８へ流れる。流体流れは蠕動（ぜんどう）ポン
プ２９により流路に沿って引出され、そのポンプ２９は
制御器２２９の制御によるステップモータ２３０により
駆動される。 【００１６】流路に沿って、空気検知器が設けてあり、
これにより、空気から液体への変化を示す導電率の変化
を検知する。これにより、空気／液体の変遷の指示が与
えられ、かくして、１つの液体から他の液体への信号の
変化を生じ、サンプル及び標準液の配置を確かめる。特
に、第１の空気検知器３２はヒーターブロック３０に配
置され、ヒーターブロック３０に配された検知器６９は
後に詳述する如くヘマトクリットレベル検知器として機
能する。第２の空気検知器１０３は電極ブロック内に配
されている。最後に、クランプ電極４３は廃棄物出口２
８から上流に配されて回路に接続されており、この回路
は通常モードの電圧範囲を最小にし、それにより電極測
定の感度及び安定性を改善せしめている。 【００１７】Ｂ．標準流路 分析装置は流路に種々の標準流体を流し、かつ流路を洗
い流すよう特に設計されている。又そのことにより、標
準流体どうし又は標準流体と血液サンプル２６との間で
汚染し合う機会が最小になるようにしている。図２に最
も良く見られる如く、標準流体は特定の流路及び隔壁組
立２４内の室に与えられ、そこから上述したサンプル流
路を通って廃棄物出口２８に流れる。標準流体及びそれ
らの流路は次の通りである。 【００１８】（１）ＧA 。これは既知のＰＯ2 及びＰＣ
Ｏ2 成分を有するガス源であり、メートル計測のソレノ
イドバルブ４６（リー社により販売）を介して加温器４
７に接続され、そこからライン４８を介して隔壁組立２
４の室４９に接続される。 【００１９】（２）ＧB 。これはＧA と同様であり、異
なるＰＯ2 及びＰＣＯ2 成分を有し、それによりそれら
の２つの電極の標準化を可能とする。ＧB はソレノイド
バルブ４６′、加湿器４７′及びライン４８′を介して
隔壁組立２４の室４９に連通している。 【００２０】（３）ＰＨA 。これは既知のＰＨの標準液
であり、ライン５３を介して隔壁組立２４の室５４に流
入する。 【００２１】（４）ＰＨB 。これはＰＨA と同様の標準
液であり、ＰＨA とは異なるＰＨを有し、ライン５３′
を介して隔壁組立室５５に流入する。標準液ＰＨB は既
知の等価ヘマトクリット値を示す総導電率を有する。後
に詳述する如く、既知の導電率を有する溶液は、特定の
「等価ヘマトクリット値」を有する血液サンプル全体の
等価物として取扱われる。 【００２２】（５）ＥA 。これは電解質標準液であり、
既知の〔Ｎａ+〕，〔Ｋ+〕及び〔Ｃａ++〕と、ＰＨB と
は異なる既知の等価ヘマトクリット値を示す総導電率と
を有する。ＥA はライン５６を介して隔壁組立室５７へ
流入する。 【００２３】（６）ＥB 。これは電解質標準液であり、
ＥA とは異なる既知〔Ｎａ++〕，〔Ｋ+〕及び〔Ｃ
ａ++〕を有する標準液ＥB はライン５８を介して隔壁組
立室６０に流入する。 【００２４】種々の標準溶液の成分については、後に更
に詳しく述べられる。 【００２５】各ライン５３，５３′，５６及び５８はピ
ンチバルブ（ｐｉｎｃｈ ｖａｌｖｅ）５１を介して流
れ、このバルブ５１はモータ６３及び制御器６４により
制御される。即ち、それらのラインを使用しないとき選
択的かつ個別に該ラインを閉止する。各ライン５３，５
３′，５６及び５８は予熱器５２を通過して、標準液を
ヒーターブロック３０に入る前に幾分か暖める。洗浄用
ライン６１はピンチバルブ５１をバイパスして予熱器５
２を通過して隔壁組立室６２に至る。ライン４８，４
８′，６１，５６，５８，５３及び５３′は端部に剛性
多プラグ式コネクタ１６１を有し、このコネクタ１６１
は隔壁組立２４に全てのラインを同時に接続する。特
に、コネクタ１６１は、隔壁組立室への各入口を囲む隔
壁組立２４の凹部内に嵌合される形状となっており、コ
ネクタ１６１が適切に位置決めされたとき各ライン４
８，５３，５３′，５６，５８及び６１からの出口は適
当な隔壁組立入口をそれに重なることにより分解可能に
シールする。 【００２６】高品質参考溶液（Ｒｅｆ) がライン６７を
介して流れ、基準電極３４と接触する。そしてそこから
クランプ電極４３及び廃棄物出口２８間の上記サンプル
流路へ流入する。開いた基準接合点（即ち膜内に収容さ
れていない接合点）を使用することにより、基準溶液の
ために低圧流れの使用が可能となり、これによりサンプ
ル流路又は電極センサの基準溶液による汚染の可能性が
減少される。点線６４は空気浴に浸った分析装置の領域
を示し、この空気はファン６５により駆動されるヒータ
ー６６からくるもので温度を一定とせしめる。なおファ
ン６５は制御器６６′及びファン故障モニター６５′に
接続されている。 【００２７】分析装置の３つの特別の特徴が後に詳細さ
れる。即ち、隔壁組立２４と、電極組立６８（図６）
と、導電率検知器６９を介したヘマトクリット検知とで
ある。 【００２８】Ｃ．隔壁組立 図３，図４，図４Ａ及び図５を参照すると、分解可能な
隔壁組立２４は室４９，５４，５５，５７，６０，６２
を有しており、それらはゴム隔壁７０（図３）により分
離されている。ゴム隔壁７０はプローブ２０を受入れる
切れ目を入れられ、プローブ２０が組立２４を通して延
びる状態でプローブ２０の回りでシールを形成してい
る。隔壁組立２４により、分析装置は将来のサンプルの
汚染を伴わずサンプル流路に沿って基準流体の一又はそ
れ以上を自動的に流出させることを可能とする。図３，
図４，図４Ａ，図５に最も良く見られる如く、組立２４
は一の端部取付ユニット７１及び複数の中央隔壁支持体
７２を含み、各支持体７２は軸方向中央溝７４に連通す
る半径方向入口３７３を有する。円筒形ゴム隔壁７０は
端部取付ユニット７１及び中央ユニット７２の円孔７５
内に着座する。 【００２９】図４Ａは隔壁７０の横断図を示し、この場
合隔壁７０には組立２４内に作用する応力が作用してい
ない。特に、隔壁７０の各側面の周囲の非常に小さい
〔例えば０．０１０インチ（０．２５mm）〕環状リム７
０′は、次のように設計されている。即ち、隔壁７０が
限定した径の孔７５に着座されたとき、隆起部でシール
を行なう半径方向（即ち矢印Ｃ方向）の押しつぶし変形
が柔げられ、これによりシール機能が強化され、プロー
ブ２０周囲の漏れが減少される。このようにして、上記
隔壁７０の設計により、プローブ２０の移動に伴い摩擦
及び摩耗を生ずる緊密な嵌合の必要なく適切なシールを
与える。 【００３０】組立２４は、切れ目のない隔壁を有する全
てのユニットを決まった場所に整合させることにより製
造され、外方スリーブ７７はそのとき半組立の外部に位
置決めされる。組立２４は次いで超音波により一体に溶
接される。超音波溶接の後、中央溝７４にナイフが入れ
られ、各隔壁７０に小さな切れ目が刻入される。隔壁７
０は最初に整合配置され次いで切れ目を刻入し、しかも
切れ目の寸法は極小ゆえ、上記整合は保たれたままであ
る。従って、プローブ２０がそれらを通って繰返し移動
しても隔壁７０の摩耗を減少させることができ、これに
より組立２４の有効寿命を長くすることができる。 【００３１】隔壁７０の切れ目が摩耗すると、組立２４
内の室どうしのシールはその影響を受け、汚染の可能性
が高まる。従って、隔壁組立２４を時折り交換すること
が必要である。分析装置から組立２４の取外しを可能と
するために、端部ユニット７１は、図５に示す如く、分
析装置１０の取付板１６３のバネ付勢した掛け金に回転
可能に係合及び係合解除する設計となっている。特に、
取付板１６３の凹部７６、即ち分析装置１０の表面には
２つの太い弾性を有する平行のワイヤ７３が予めセット
した距離だけ離れて設けられている。組立２４のユニッ
ト７１は２つの着座柱７８を有し、これらはワイヤ７３
間に嵌合して位置決めされる平行な平面側部８０を夫々
有する。着座柱７８のフランジ３８１は一般には平面で
若干角部に丸みがあり、所定距離だけ離れた直線状平行
溝８２（図３）を有する。この所定距離は、ワイヤ７３
間の上記距離よりはほんの僅かに小さい。隔壁組立２４
を挿入するには、その端部ユニット７１を最初の位置で
その側部８０をワイヤ７３に対し平行かつワイヤ７３間
に位置するようにして凹部７６内に挿入させる。そし
て、組立２４を何れかの方向へ回転させ、ワイヤ７３を
溝８２内に係合させる。１／８回転させると、ワイヤ７
３は溝８２の肩部により弾性的に離間せしめられ、不安
定な位置となる。つまり、上記１／８回転位値から僅か
に回転させることにより、ワイヤ７３の付勢力が解除さ
れ安定配置が再び設定される。最初の位置から１／４回
転させると、ワイヤ７３は溝８２内に着座し組立２４を
決まった位置に係止する。更に何れかの方向へ１／４回
転させると、組立２４を係止解除できる。 【００３２】一旦、組立２４が挿入されると、多接続コ
ネクタ１６１は所定位置に取付けられ、これにより図３
に示す如く、種々の標準化ラインの各々が隔壁組立２４
の適切な入口にシール的に重なる。 【００３３】Ｄ．電極組立 プローブ２０に設けた流体流路は、図６〜図１１に示す
如く電極組立と連通している。流路はヘマトクリット検
知器６９の入口１０１（図１０）を介してヒーターブロ
ック３０に入り、ステンレス鋼配管を介した回り道ルー
トをとってヒーターブロック３０からの熱伝達を受け
る。ヒーターブロック３０は一対の電極１０２を有する
第１の空気検知器３２を含み、各電極１０２は非活性
（例えばＨＮＯ3 によりエッチングされたステンレス
鋼）壁を有する室内で互いに離れて配置されている。電
極１０２は反射インピーダンス検知器に接続され、この
検知器はデジタル信号に変換される信号を発生し、コン
ピュータ１３０（図１３）を介してプローブ２０を制御
する。第１の空気検知器３２から、流体は後に詳述する
ヘマトクリット検知器６９に至る。 【００３４】図８に示す如く、ヒーターブロック３０及
び電極ブロック８０間の接続は、小片のタイゴン（ＴＭ
ノートン社製）配管により行なわれ、この配管は各ブロ
ックの流路からステンレス鋼配管の端部にわたり取付け
られる。タイゴン配管は、ステンレス配管の端部を囲む
各ブロック内の皿穴内に取付けられる。電極ブロック８
０では、流路は各電極３１，３３，３５，３７，３９，
４１（図２）にわたり順次流通する。第２の空気検知器
１０３（図２）は電極３３及び３５間に配置され、第１
の空気検知器３２と関連して上述した如く動作する。図
９に示す如く、流路はブロック８０内で円形電極孔１０
４の底部の縦穴間でジグザグ径路となっている。 【００３５】電極組立８０の下流部品は基準ブロック１
０５であり、このブロックはクランプ電極４３（図２）
とそれから上流のＴ形接続部を含む。この接続部は基準
ライン６７と連通して基準流体（Ｒｅｆ）を廃棄物出口
２８から引出させる。ライン６７中の基準電極３４は電
極３５，３７，３９，４１（即ちＰＨ，〔Ｃａ++〕，
〔Ｋ+〕，〔Ｎａ+〕電極）のための基準物として機能す
る。２つのガス電極３１，３３は内部基準物を有する。 【００３６】流路は、比較的小さな径（例えば０．７m
m）を有し、図９の如く曲りくねっているので、その中
で血液が凝固する。好ましくは、ヒーターブロック３
０、電極ブロック８０及び基準ブロック１０５は、それ
らの１つを交換したり又はそれらから血液凝固物を取除
く必要があるとき、図８に示す如く、個々に分解したり
交換したりできるよう、分離ユニットとされている。特
に、ヒーターブロック３０は背板１０６を含み、この板
に電極ブロック８０がボルト締めされる。くちびるを有
するリテーナ１０７は背板１０６の頂部端にネジ込ま
れ、基準ブロック１０５の頂部の切込みに係合する。又
基準ブロック１０５の背面の底部のくちびる部１０８
（図８）は電極ブロック８０の頂部の溝に係合する。ブ
ロック３０のヒーター及び空気検知器への電気的接続は
多ピン式コネクタ４４を介してなされる。ブロック８０
及び１０５の電気部品への接続は、雄型コネクタプラグ
を介してなされ、これによりユニットを容易に分離でき
る。位置決めピン１５２（図６，図７）は背板１０６か
ら後方へ延びて、分析装置内の共働する形状の凹部内へ
矢印Ｂ方向（図８）に強制されて電極組立をガイドす
る。流路入口１０９、基準入口１１０（図９）及び廃棄
物出口２８は組立から延びて分析装置内の配管に接続さ
れる。 【００３７】これによれば、電極組立８０の全ての流体
流路（即ち、ヒーター、電極及び基準ブロックを通って
いる）は単に２本のボルトを取外すのみで、短時間で容
易に分解及び交換ができる。その場合、流路の部品に欠
陥を生ずると、流路は代替部と交換でき又装置は最初の
部品の欠陥を治すための時間を要せず再起動できる。か
くして、装置の停止時間は予備の流路部品を管理するの
みにより、大幅に減少できる。 【００３８】各電極３１，３３，３５，３７，３９，４
１は交換可能なユニットに個別に取付けられており、そ
の１つ（電極ユニット３１′）が図１１に示してある。
電極ユニット３１′は電極支持シリンダ８９を有し、こ
のシリンダ８９はクリップ８１の背部８２内の孔８３に
移動自在に挿通している。クリップ８１はその一端から
延びる弾性変形可能な突起部８５を有し、この突起部８
５はその端部にブロック８０の溝８７に係合する寸法の
係合部８６を有する。クリップ８１から延びるガイドピ
ン８８は、係合部８６に対向する端部がブロック８０の
孔４５に嵌合される。シリンダ８９は孔８３に容易に嵌
合されるに十分な程小さい径を有し、又圧縮スプリング
９０がクリップ８１とシリンダ８９のフランジとの間に
着座しており、シリンダ８９をブロック８０の電極孔１
０４内へ付勢している。シリンダ８９の後部のフランジ
１５３はシリンダ８９がクリップの孔８３を通抜けるの
を阻止するものである。ＰＣＯ2 の電極３１がシリンダ
８９に接着され、シリンダ８９は中空で、配線及び（内
部基準物を有するガス電極であるため）基準電極を収容
し、これにより電極をプラグ９１を介して信号発生装置
に電気的に接続する。 【００３９】Ｅ．ヘマトクリット値検知器 本装置によれば、時間消費、手作業によるきつい遠心分
離作業及び目視測定の必要なく又血液標準物全体の使用
の心配なく、電気的に迅速で正確なヘマトクリット値の
測定を行なうことができる。ヘマトクリット値の測定
は、血液サンプル２６の電気的導電率（Ｃ）とそのヘマ
トクリット値（Ｈ）との関係に基づいて行なわれ、その
関係は次式で与えられる。 【００４０】 Ｃ＝Ｃ0 （１−Ｈ） ……………………………………（１） ここで、Ｃ0 はＨ＝０のときの導電率である。血液分析
装置は１つの抵抗信号を得てそれを夫々異なる既知の導
電率を有する２つの標準溶液（基準液）からの各抵抗信
号と比較することによりサンプルの導電率を測定する。
分析装置は電気部品を含み、それにより重要領域におけ
る直線的な信号対固有抵抗の関係を与える。これによ
り、２つの基準液はサンプルの固有抵抗信号に対応する
値を設定するに十分である。 【００４１】血液サンプルの電気的導電率Ｃは、ヘマト
クリット値に加えて多くの要因、特に種々の電解質の濃
度に依存している。従って、標準流体の導電率のヘマト
クリット値への如何なる変換も必然的にそのような電解
質の濃度レベルを意味している。サンプルの電解質濃度
は、それらの補正を必要とする意図された標準液濃度か
ら十分に変化し得る。しかしながら、標準液において意
図されたナトリウム濃度が実際のサンプル導電率を補正
するのに使用されるなら、得られたヘマトクリット値は
血液のヘマトクリットの測定のために必要な範囲内では
正確であろう。 【００４２】一般に、与えられた〔Ｎａ+〕レベル及び
与えられた検知器幾何学を考えると、抵抗値（ＲX）は
図１２Ａに示す如く、ヘマトクリット値に関与する。同
図ではＲ0 はＨ＝０での抵抗値である。かくして、ＲX
は標準液Ａの既知の抵抗値（ＲA）及び既知のヘマトク
リット値（ＨA）を使用して血液サンプルのヘマトクリ
ット値（ＨX）を得るのに使用され、これは次式で表わ
される。 【００４３】 ＲX −ＲA ＝Ｒ0 〔１／（１−ＨX ）−１／（１−ＨA ）〕 ……（２） ここで、Ｒ0 はＨ＝０での抵抗値である。Ｒ0 を測定す
るために、既知の等価ヘマトクリット値（ＨB）を有す
る第２の標準液ＥB が必要である。ＰＨ標準液の１つ、
例えばＰＨB がこの目的のため使用されるのが好まし
い。ＰＨB の抵抗値（ＲB ）及び標準液ＥA の抵抗値
（ＲA ）を測定することにより、Ｒ0 が上記（２）式か
ら測定可能である。一度Ｒ0 がわかり、ＲX 及びＲA が
測定可能であり、又サンプルのヘマトクリット（ＨX）
が上記（２）式を整理し直すことにより得ることが可能
になると、ＨA も又知ることができる。 【００４４】 １／（１−ＨX）＝１／（１−ＨA）＋（ＲX −ＲA）／Ｒ0 ……（３） 各標準液の等価ヘマトクリット値ＨA ，ＨB は、それら
を実際の全体血液標準に標準化することにより測定され
る。 【００４５】〔Ｎａ+〕の変化に起因する抵抗値の変化
を補正するために、真実のサンプルのヘマトクリット値
（ＨX * ）はＨX から得られ、これは次式で表わされ
る。 【００４６】 １／（１−ＨX * ）＝１／（１−ＨX ）″（ＮａX ／ＮａSTD ）…（４） ここで、ＮａSTD は、標準液ＥA の〔Ｎａ+ 〕であり、
又ＮａX はサンプル〔Ｎａ+〕である。 【００４７】分析装置を動作させるときは、器具の正確
さを確かめるために外部からの制御溶液を使用すること
が望ましい。外部からの制御溶液は、かつては非常に正
確な既知の電解質、ＰＨ、血液ガス及びヘマトクリット
レベルを有する血液サンプル全体であった。しかしなが
ら、血液全体は比較的高価であり、又棚積み寿命が短く
比較的不安定なので取扱いが難しい。 【００４８】そういう訳で、十分な制御溶液を与えるに
は、血液全体に十分に似ている代理溶液を使用すること
が望ましい。既知の電解質及びＰＨを有する安定した水
性緩和材がヘマトクリット値以外の全ての読取りのため
制御液として機能し得る。つまり、そのような緩和材を
ヘマトクリットレベルの制御のために使用するのが難し
い理由は、実際の所、通常の生理的溶液では、ナトリウ
ムイオン濃度が約１３０mM〜１５０mMであることであ
る。そのような溶液の導電率は、５％以下の等価ヘマト
クリット値に相当する。その値は約５０％という通常の
等価ヘマトクリット値範囲よりはるかに低い。 【００４９】制御溶液は、上記５％より大きい通常範囲
の等価ヘマトクリット値を有することが望ましく、その
理由の一部は分析装置回路の直線的な信号対抵抗値の範
囲の限界のためである。ある人は〔Ｎａ+〕を減少させ
ることにより、制御溶液の等価ヘマトクリットレベルを
上げようと試みた。しかしそうすると、〔Ｎａ+〕は激
しく減少してしまい、それゆえ上記（４）式により要求
された補正において、補正されたヘマトクリット値のあ
らゆる効果的な増大を大幅に相殺してしまうであろう。 【００５０】このジレンマは水性制御溶液にイオン活性
係数増大剤を加えることにより解決され、これにより
〔Ｎａ+〕の検知電極４１により測定されるイオン活性
を増大し又ヘマトクリット抵抗値検知器により測定され
る抵抗値を増大させる。制御溶液にそのようなイオン活
性係数増大剤を含ませる。これにより、実際の〔Ｎ
ａ+〕は生理学的レベルより十分低い値のままである
が、〔Ｎａ+〕検知電極がそのイオン活性を測定し、上
記増大剤の存在の結果として生ずる増大するＮａ+ 活性
係数は生理学的〔Ｎａ+〕に等しい信号を与えるであろ
う。かくして、上記（４）式の結果として生ずる〔Ｎａ
+〕の補正は、制御ヘマトクリットにさほど影響を与え
ないであろう。 【００５１】適当なイオン活性係数増大剤はイオン化し
た水に混和し易い有機化合物であり、特にポリエチレン
グリコール、グリセロール、ポリプロピレングリコール
のようなポリオール（ｐｏｌｙｏｌｓ）である。そのよ
うなイオン活性増大剤を使用すると、〔Ｎａ+〕を通常
範囲（イオン濃度１３０mM〜１５０mM）でかつ通常範囲
の等価ヘマトクリット値（４０％〜５０％）を有する血
液サンプルの導電率特性を有する制御溶液を公式化する
ことが可能である。 【００５２】適当な制御溶液は２０mM〜６０mMの〔Ｎａ
+〕、０．５mM〜１．７mMの〔Ｋ+〕、０．１mM〜０．５
mMの〔Ｃａ++〕、６．８〜７．６のＰＨ及びグリコール
のような上記増大剤の１０％〜５０％（ｖ／ｖ）を有す
る。２つの特別な制御溶液は次のようである。 【００５３】 制御液＃１ 制御液＃２ 〔Ｎａ+〕 ＝５２mM 〔Ｎａ+〕 ＝２４mM 〔Ｋ+〕 ＝１．５mM 〔Ｋ+〕 ＝０．７mM 〔Ｃａ++〕＝０．４６mM 〔Ｃａ++〕＝０．２mM ＰＨ ＝７．４６ ＰＨ ＝７．４６ グリコール＝３８％（ｖ／ｖ） グリセロール＝１７％（ｖ／ｖ） 適切なＰＨ標準液は次の物で例示される緩和溶液であ
る。 【００５４】 ＰＨA ：ＫＨ2ＰＯ4 ８．６９５mM Ｎａ2ＨＰＯ4 ３０．４３０mM ＮａＨＣＯ3 ０．１０４０mM 最終ＰＨ＝７．３８４ ＰＨB ：ＫＨ2ＰＯ4 ２５mM Ｎａ2ＰＨＯ4 ２５mM 最終ＰＨ＝６．８４０ 〔Ｎａ+〕＝３０〜７０mM（望ましくは５０mM） 適切な電解質標準液は次の物で例示される。 【００５５】 ＥA ：〔Ｎａ+〕 ＝１２０〜１６０mM（望ましくは１４０．０mM） 〔Ｋ+〕 ＝４．００mM 〔Ｃａ++〕＝１．００mM ＥB ：〔Ｎａ+〕 ＝７５．０mM 〔Ｋ+〕 ＝２０．０mM 〔Ｃａ++〕＝２．００mM 適切なガス標準物は０〜２５％のＯ2 と０〜１５％のＣ
Ｏ2 とを有し、残りはＮ2 である。 【００５６】適切な参考物（Ｒｅｆ）及び洗浄用溶液は
当業者には周知である。 【００５７】図１２を参照すると、溶液がヘマトクリッ
ト検知器６９を通過すると、電極１１５及び１１６間の
抵抗値は定電流交流回路における反射インピーダンス技
術により測定され、この回路は変圧器を１２０，１２１
を介して電極１１５，１１６に接続されている。抵抗Ｒ
1 （典型的には約２０キロオーム）は安定化のために選
定されており、安定化とは例えば電極の境界層容量（ｂ
ｏｕｎｄａｒｙ ｌａｙｅｒ ｃａｐａｓｉｔａｎｃ
ｅ）からの位相変化に起因する陽極、フィードバックを
避けるものである。変圧器１２０のコイルの巻き比は
１：１であり、変圧器１２１のコイル巻き比は２５：１
である。回路は交流励起手段及び測定手段を電極から隔
絶させており、これにより、直接的接続及び直流イオン
化効果を防止し、かつ電極において比較的大きな通常モ
ード電圧範囲で機能する能力を与えている。回路は更に
比較的大きな範囲で直線的な信号対固有抵抗の関係を与
えている。 【００５８】図１２に一層詳細に示す如く、９００ヘル
ツの定電圧交流源１１８は変圧器１２０の駆動コイルに
接続されている。変圧器１２０の他のコイルは検知器６
９の電極１１５に接続されている。電極１１６は抵抗Ｒ
1 を介して変圧器１２１の駆動コイルに接続されてルー
プ２１０を形成し、ループ２１０から電極インピーダン
スは定電流交流回路に接続される。変圧器１２１はイン
ピーダンス測定回路中の定電流を保持するためのフィー
ドバックを与える。定電流回路、即ち反射インピーダン
ス検知回路から生じた信号は、フィルターを有する出
力、全波整流器１８１、及び非逆転増幅器１８２を介し
てマルチプレクサ１８３に接続される。次表は図１２に
示した構成部の値又は部品番号を示す。 【００５９】 表１ 部 品 値又は部品番号 Ｒ1 ２０κΩ Ｒ2 ２０κΩ Ｒ3 ３００κΩ Ｒ4 １ＭΩ Ｒ5 １００κΩ Ｒ6 １ＭΩ Ｃ1 ０．００２２μＦ Ｃ2 １０μＦ Ｃ3 ０．１μＦ Ｃ4 ０．１μＦ Ｃ5 ０．１μＦ Ｄ1 ＨＬＭＰ−１３０１（ヒューレット・パッカード社） Ｄ2 ＨＬＭＰ−１３０１（ヒューレット・パッカード社） Ｄ3 ＩＮ８２１Ａ Ａ1 ＴＬ０７４Ｃ（テキサス・インストルメント社） 変圧器１２０ ＳＰ−６６（トリアド社） 変圧器１２１ ＳＰ−４８（トリアド社） 更に又、図１２に示す如く、ナトリウム電極４１及び基
準電極３４は差動増幅器１９０に接続され、〔Ｎａ+〕
を示す信号をマルチプレクサ１８３に供給する。選択器
１９１は、例えば増幅器１９０，１８２又は他の図示し
ない回路からの入力信号を、フィルター１８７及びアナ
ログ−デジタル変換器１８８を介してコンピュータ１３
０へ出力する。このコンピュータは、インテル社のＳＢ
Ｃ８０／１０Ｂタイプであり一の８０８０Ａ ＣＰＵマ
イクロプロセッサを有する。 【００６０】最初に、標準溶液ＥA ，ＥB が流路中に循
回され、コンピュータ１３０はそれら（ＥA ，ＥB ）の
各導電率及び〔Ｎａ+〕のみならず各ＨA ，ＨB ，Ｎａ
STD値を示す信号を記憶する。ＲA ，ＲB のための値が
既知のＨA ，ＨB ，ＮａSTD値と共に測定されたとき、
補正されたサンプルのヘマトクリットＨX * は、上記計
算を行なうコンピュータ１３０を使用してＲX 及びＮａ
X を測定することにより得ることができる。上記８０８
０Ａ ＣＰＵマイクロプロセッサの計算を行なうアセン
ブリ語の適切なプログラムは本出願に付録として含まれ
ている。そのプログラムでは、ヘマトクリット値は（Ｈ
ct）として言及されている。 【００６１】III.動作 分析装置は血液サンプルの特性を測定するのに使用され
る。装置がオンになると、種々のヒーター及び送風機が
互いに釣合って動作し、又ポンプ２９（図２）がサンプ
ル流路を介して吸引を行なうよう起動され、標準溶液が
標準ライン６７を介してポンピングされる。流路を洗浄
するために、プローブ２０（図２）は駆動モータ２２に
より引込み変位し、その入口孔２１は隔壁組立２４の洗
浄室内に位置決めされる。それゆえ、洗浄用流体はライ
ン６１を介して引出され、流路を洗浄して廃棄物出口２
８から流出する。 【００６２】分析装置が遊び動作しているときは、ポン
プ２９は第２の空気検知器１０３のガス／液体の中間面
をそのまま維持するよう制御される。これにより、ガス
雰囲気中のＰＣＯ2 及びＰＯ2 電極を維持する一方、液
体雰囲気中の電解質及びＰＨを維持する。 【００６３】電極標準化のため、プローブ入口２１は、
コンピュータ１３０の制御下で、引続いて各隔壁組立２
４の孔内に導入される。これにより、プローブ２０は所
与の孔内に位置決めされ、コンピュータ１３０はピンチ
バルブ５１（図２）のモータ６３の制御器６４（図２）
又はソレノイドバルブ４６及び４６′を制御して、所望
の一の標準流体（液体又はガス）のみを隔壁組立２４に
通じさせる。その間他の標準流体はピンチバルブ５１及
びソレノイドバルブ４６，４６′によりシールされて、
汚染に対する更なる保証を付加する。液体ＥA ，ＥB ，
ＰＨA 及びＰＨB を伴う標準化はそれらの一の標準液の
みを順次流路を通して流すことにより達成され、空気検
知器により指示された液体位置に応答して適切にポンプ
２９を制御することにより、該標準液をそのままに保持
する。ＧA 及びＧB に伴う標準化はそれらの標準流体を
流路に沿って流すことにより達成される。各標準流体用
の電気信号値はコンピュータ１３０の記憶手段内に後に
得られる血液サンプル信号値と後に比較を行なうために
記録され記憶される。バルブ４６及び４６′は夫々二重
ソレノイドバルブを有し、コンピュータ１３０の制御下
で標準化ガスが測定されつつ流れるのを可能とする。 【００６４】分析が必要なとき、標準化は完全に行なわ
れる。そしてプローブ２０は十分に延ばされ、血液サン
プル液２６を流路へ流通させるが、このサンプルは標準
流体により汚染されることはない。各測定したサンプル
特性を示す信号は、生成されるとコンピュータ１３０へ
標準溶液ＥA ，ＥB 等の信号との比較のため供給され
る。かくして、各特性の値が設定され、これらの値は外
部装置、即ちＣＲＴディスプレイ１２及びテーププリン
タ１４に供給される。ヘマトクリット測定を除いて、標
準流体及びサンプル信号の発生、それらの信号の比較、
及びサンプル特性の値の計算のため装置の詳細は周知で
あり、ここでは繰返し説明しない。 【００６５】図１３は、電子部品及びそれらのコンピュ
ータ１３０への接続の他の側面を示す。特に、同図中、
コンピュータ１３０への入力は、キーパッド１６から又
フィルター１８７及びＡ／Ｄ（交流／直流）変換器１８
８を介したマルチプレクサ１８３から供給される。コン
ピュータ１３０はその出力をプローブモータ制御部２２
２、ピンチバルブモータ制御器６４、サンプル予熱器制
御器１６０′、空気加熱器及び送風機制御器６６′及び
ソレノイドバルブ４６，４６′に供給する。更に、コン
ピュータ１３０はその出力をＣＲＴスクリーン１２及び
プリンタ１４に供給する。 【００６６】他の具体例 他の具体例は、上記請求の範囲に含まれている。例え
ば、他の血液構成部又は付加的血液構成部は分析装置に
より検知可能である。〔Ｃｌ-〕のような他の電解質は
ヘマトクリットのための代理物として使用できる。その
場合には、標準溶液ＥA ，ＥB の適切な〔Ｃｌ-〕濃度
は夫々１１０mM及び６０mMである。その場合には、図１
２の符号４１（ナトリウム電極）は〔Ｃｌ-〕検知電極
になるであろう。上述した電極を隔絶する回路の代わり
に、電極は局部的接地（例えば予熱器内で）を伴い、交
流導電率測定回路に直接的に接続することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】血液分析装置の正面図である。
【図２】図１の分析装置の流体流路及びいくつかの電気
部品の概略構成図である。 【図３】図１の分析装置の隔壁組立及び隔壁取付板の縦
断図である。 【図４】図４は上記隔壁組立及び隔壁取付板の平面図、
図４Ａは図３の隔壁組立の隔壁の縦断図である。 【図５】図３の隔壁組立及び隔壁取付板の分解斜視図で
ある。 【図６】図１の分析装置の電極保持組立の側面図であ
る。 【図７】図６中７−７線に沿う縦断矢視図である。 【図８】図８は図６の電極保持組立を分解した一部切截
側面図、図８Ａは図６の組立の参考ブロックを図８中８
Ａ−８Ａ線に沿って示す図である。 【図９】図８の９−９線に沿う状態を分解して示す図で
ある。 【図１０】図８の１０−１０線に沿う縦断図である。 【図１１】図６の組立に使用する電極クリップの側面図
である。 【図１２】図１２は図１の分析装置のヘマトクリット検
知器に関する電子部品及び機能を示す図表、図１２Ａは
固有抵抗対１／（１−ヘマトクリット値）の関係を示す
図表である。 【図１３】図１の分析装置の電気的機能を示すブロック
図である。 【符号の説明】 １０：分析装置、１２：ＣＲＴディスプレイ、１４：テ
ーププリンタ、 ２０：プローブ、２２，６３：モータ、２４：隔壁組
立、２６：サンプル、 ２９：ポンプ、３０：ヒーターブロック、 ３１，３３，３５，３７，３９，４１：電極、３１′：
電極ユニット、 ３２，１０３：空気検知器、３４：基準電極、４３：ク
ランプ電極、 ４４：多ピン式コネクタ、４６，４６′：ソレノイドバ
ルブ、 ４７，４７′：加湿器、４９，５４，５５，５７，６
０，６２：室、 ５１：ピンチバルブ、５２：予熱器、６１：洗浄用ライ
ン、 ６４，６６′，２２２，２２９：制御器、 ６９：ヘマトクリットレベル（導電率）検知器、７０：
ゴム隔壁、 ７０′：環状リム、７１：端部取付ユニット、７２：中
央隔壁支持体、 ７３：ワイヤ、７４：軸方向中央溝、７５：円孔、７
６：凹部、 ７７：外方スリーブ、７８：着座柱、８０：平面側部、
８２：平行溝、 ８５：隆起部、８９：電極運搬シリンダ、１０１：検知
器入口、 １０２：電極、１０４：電極孔、１０５：基準ブロッ
ク、１０６：背板、 １０７：リテーナ、１１５，１１６：電極、１２０，１
２１：変圧器、 １３０：コンピュータ、１５２：位置決めピン、１６
０：抵抗器ヒーター、 １６１：多プラグ式コネクタ、１６３：取付板、１８
１：全波整流器、 １８２：非逆転増幅器、１８３：マルチプレクサ、 １８８：アナログ−デジタル変換器、１９０：差動増幅
器、１９１：選択器、 ２１０：ループ、２３０：ステップモータ、３８１：フ
ランジ
部品の概略構成図である。 【図３】図１の分析装置の隔壁組立及び隔壁取付板の縦
断図である。 【図４】図４は上記隔壁組立及び隔壁取付板の平面図、
図４Ａは図３の隔壁組立の隔壁の縦断図である。 【図５】図３の隔壁組立及び隔壁取付板の分解斜視図で
ある。 【図６】図１の分析装置の電極保持組立の側面図であ
る。 【図７】図６中７−７線に沿う縦断矢視図である。 【図８】図８は図６の電極保持組立を分解した一部切截
側面図、図８Ａは図６の組立の参考ブロックを図８中８
Ａ−８Ａ線に沿って示す図である。 【図９】図８の９−９線に沿う状態を分解して示す図で
ある。 【図１０】図８の１０−１０線に沿う縦断図である。 【図１１】図６の組立に使用する電極クリップの側面図
である。 【図１２】図１２は図１の分析装置のヘマトクリット検
知器に関する電子部品及び機能を示す図表、図１２Ａは
固有抵抗対１／（１−ヘマトクリット値）の関係を示す
図表である。 【図１３】図１の分析装置の電気的機能を示すブロック
図である。 【符号の説明】 １０：分析装置、１２：ＣＲＴディスプレイ、１４：テ
ーププリンタ、 ２０：プローブ、２２，６３：モータ、２４：隔壁組
立、２６：サンプル、 ２９：ポンプ、３０：ヒーターブロック、 ３１，３３，３５，３７，３９，４１：電極、３１′：
電極ユニット、 ３２，１０３：空気検知器、３４：基準電極、４３：ク
ランプ電極、 ４４：多ピン式コネクタ、４６，４６′：ソレノイドバ
ルブ、 ４７，４７′：加湿器、４９，５４，５５，５７，６
０，６２：室、 ５１：ピンチバルブ、５２：予熱器、６１：洗浄用ライ
ン、 ６４，６６′，２２２，２２９：制御器、 ６９：ヘマトクリットレベル（導電率）検知器、７０：
ゴム隔壁、 ７０′：環状リム、７１：端部取付ユニット、７２：中
央隔壁支持体、 ７３：ワイヤ、７４：軸方向中央溝、７５：円孔、７
６：凹部、 ７７：外方スリーブ、７８：着座柱、８０：平面側部、
８２：平行溝、 ８５：隆起部、８９：電極運搬シリンダ、１０１：検知
器入口、 １０２：電極、１０４：電極孔、１０５：基準ブロッ
ク、１０６：背板、 １０７：リテーナ、１１５，１１６：電極、１２０，１
２１：変圧器、 １３０：コンピュータ、１５２：位置決めピン、１６
０：抵抗器ヒーター、 １６１：多プラグ式コネクタ、１６３：取付板、１８
１：全波整流器、 １８２：非逆転増幅器、１８３：マルチプレクサ、 １８８：アナログ−デジタル変換器、１９０：差動増幅
器、１９１：選択器、 ２１０：ループ、２３０：ステップモータ、３８１：フ
ランジ
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(73)特許権者 595129429
200 Ｐｒｏｓｐｅｃｔ Ｓｔｒｅｅｔ,
Ｗａｌｔｈａｍ， Ｍａｓｓａｃｈｕ
ｓｅｔｔｓ 02254−9141，Ｕｎｉｔｅ
ｄ Ｓｔａｔｅｓ ｏｆ Ａｍｅｒｉｃ
ａ
(72)発明者 ロバート・エル・コウルマン
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01701，フレイミンガム，インディア
ン・ヘッド・ロード 65
(72)発明者 シェイラ・マリー・フレミング
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
02154，ウォルサム，オレンジ・ストリ
ート 125
(72)発明者 ジョン・エフ・グリムズ
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01701，フレイミンガム，フェネロン・
ロード 30
(72)発明者 ファーディナンド・ボーメイスター
アメリカ合衆国ニューハンプシャー州
03063，ナシュア，ワン・ウィンチェス
ター・ストリート（番地なし)
(72)発明者 ロバート・シー・マックインドー・ジュ
ニア
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01525，リンウッド，プルニアー・スト
リート 18
(72)発明者 ロウ・カタラノ
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01721，アシュランド，フランクラン
ド・ロード 31
(72)発明者 パット・コッポラ
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01803，バーリントン，ファイブ・シー
ダー・ストリート（番地なし)
(72)発明者 フレッド・スパジアニ
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
02173，レキシントン，フェア・オーク
ス・ドライブ 41
(72)発明者 ガイ・ロドミスタ
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
01760，ナティック，ナイン・ブルーベ
リー・ヒル・ロード（番地なし)
(72)発明者 ジェームズ・イー・フォウラー
アメリカ合衆国マサチューセッツ州
02172，ウォータータウン，バーナー
ド・アベニュー 54
(56)参考文献 特開 昭58−171655（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名)
G01N 33/49
G01N 27/06
G01N 33/483
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．血液サンプルのヘマトクリットのためのサンプルヘ
マトクリットレベル（Ｈｘ）を測定して評価する装置の
ための制御溶液キットであって、該装置は、（ａ）血液
サンプルの導電率を測定することにより前記サンプルヘ
マトクリットレベル（Ｈｘ）を得、（ｂ）該サンプルヘ
マトクリットレベル（Ｈｘ）を該サンプル中のイオン種
濃度に関して補正することにより真のサンプルヘマトク
リット値（Ｈｘ＊）を得るような、前記制御溶液キット
であって、 前記制御溶液キットは、既知のイオン種濃度を含む水溶
液部分と、イオン活性係数増大剤を含む非水溶液部分と
からなり、 前記水溶液部分内の前記イオン種の濃度の値は、制御溶
液全体内の前記イオン種濃度として見た場合は生理溶液
の前記イオン種の通常濃度の値より低いままであるが前
記水溶液部分内の前記イオン種の濃度として見た場合は
前記生理溶液の前記イオン種の通常濃度濃度の値に略等
しく、これにより前記制御溶液の導電率は既知の等価ヘ
マトクリット値に対応する値になることを特徴とする制
御溶液キット ２．請求項１に記載の制御溶液キットにして、前記イオ
ン種が〔Ｎａ+ 〕又は〔Ｃａ++ 〕であることを特徴と
するキット。 ３．請求項２に記載の制御溶液キットにして、前記イオ
ン活性係数増大剤がポリオールであることを特徴とする
キット。 ４．請求項３に記載の制御溶液キットにして、前記ポリ
オールが、グリセロール及びポリアルキル・グリコール
から選択されることを特徴とするキット。 ５．請求項１に記載の制御溶液キットにして、前記既知
のイオン種濃度及び前記既知の等価ヘマトクリットレベ
ルが、生理学的に通常の範囲内にあることを特徴とする
キット。 ６．請求項１に記載の制御溶液キットにして、前記非水
溶液部分が前記制御溶液の１０％〜５０％であることを
特徴とするキット。 ７．請求項１に記載の制御溶液キットにして、前記イオ
ン種が前Ｎａ＋であり、かつ前記水溶液部分の〔Ｎａ
+ 〕が１３０ｍＭ〜１５０ｍＭの範囲内にあることを特
徴とするキット。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US757573 | 1985-07-22 | ||
| US06/757,573 US4686479A (en) | 1985-07-22 | 1985-07-22 | Apparatus and control kit for analyzing blood sample values including hematocrit |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61172690A Division JPH0827278B2 (ja) | 1985-07-22 | 1986-07-22 | 血液サンプルのヘマトクリツト値を測定する方法及び装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08178918A JPH08178918A (ja) | 1996-07-12 |
| JP2954508B2 true JP2954508B2 (ja) | 1999-09-27 |
Family
ID=25048351
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61172690A Expired - Fee Related JPH0827278B2 (ja) | 1985-07-22 | 1986-07-22 | 血液サンプルのヘマトクリツト値を測定する方法及び装置 |
| JP7230659A Expired - Fee Related JP2954508B2 (ja) | 1985-07-22 | 1995-08-04 | 血液サンプルのヘマトクリット値を測定する計数装置のための制御溶液キット |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61172690A Expired - Fee Related JPH0827278B2 (ja) | 1985-07-22 | 1986-07-22 | 血液サンプルのヘマトクリツト値を測定する方法及び装置 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4686479A (ja) |
| EP (1) | EP0213343B2 (ja) |
| JP (2) | JPH0827278B2 (ja) |
| AT (1) | ATE58968T1 (ja) |
| CA (1) | CA1291795C (ja) |
| DE (1) | DE3676011D1 (ja) |
| DK (1) | DK172264B1 (ja) |
Families Citing this family (68)
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| US4935346A (en) | 1986-08-13 | 1990-06-19 | Lifescan, Inc. | Minimum procedure system for the determination of analytes |
| DE3627814A1 (de) * | 1986-08-16 | 1988-02-25 | Fresenius Ag | Vorrichtung zur bestimmung des haematokrit |
| US4975647A (en) * | 1987-06-01 | 1990-12-04 | Nova Biomedical Corporation | Controlling machine operation with respect to consumable accessory units |
| US5422278A (en) * | 1987-11-17 | 1995-06-06 | Dade International Inc. | Blood gas/electrolyte calibrator and quality controls |
| US5227305A (en) * | 1988-05-13 | 1993-07-13 | Instrumentation Laboratory Spa | Buffer solution systems for standardizing pH analyzers and electrolytes |
| US5112455A (en) * | 1990-07-20 | 1992-05-12 | I Stat Corporation | Method for analytically utilizing microfabricated sensors during wet-up |
| DE4104302C2 (de) * | 1991-02-13 | 1998-10-22 | Fresenius Ag | Verfahren zur Kontrolle und Kalibrierung von Meßwertanzeigen eines Analysegerätes für physiologische Flüssigkeiten |
| US5631552A (en) * | 1992-09-30 | 1997-05-20 | Cobe Laboratories, Inc. | Hemodynamic monitor for detecting air bubbles |
| EP0847768B1 (en) * | 1992-10-13 | 2001-09-19 | Baxter International Inc. | Hemodialysis monitoring system for hemodialysis machines |
| US5849179A (en) * | 1992-10-13 | 1998-12-15 | Baxter International Inc. | Automatic apparatus for obtaining equilibration samples of dialysate |
| CA2124808A1 (en) * | 1992-10-13 | 1994-04-28 | Vernon H. Troutner | Fluid sampling module |
| US5385846A (en) * | 1993-06-03 | 1995-01-31 | Boehringer Mannheim Corporation | Biosensor and method for hematocrit determination |
| US5690893A (en) * | 1994-06-10 | 1997-11-25 | Hitachi, Ltd. | Analyzer having sensor with memory device |
| US5633169A (en) * | 1995-10-27 | 1997-05-27 | Nova Biomedical Corporation | Measurement of carbon dioxide in blood |
| US5750906A (en) * | 1995-11-02 | 1998-05-12 | Chiron Diagnostics Corporation | Multifunction valve |
| US6058934A (en) * | 1995-11-02 | 2000-05-09 | Chiron Diagnostics Corporation | Planar hematocrit sensor incorporating a seven-electrode conductivity measurement cell |
| US7390667B2 (en) | 1997-12-22 | 2008-06-24 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements |
| EP2085778B1 (en) | 1997-12-22 | 2017-11-29 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Meter |
| US8071384B2 (en) | 1997-12-22 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Control and calibration solutions and methods for their use |
| US7494816B2 (en) | 1997-12-22 | 2009-02-24 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining a temperature during analyte measurement |
| US7407811B2 (en) | 1997-12-22 | 2008-08-05 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using AC excitation |
| US6458326B1 (en) | 1999-11-24 | 2002-10-01 | Home Diagnostics, Inc. | Protective test strip platform |
| US6541266B2 (en) | 2001-02-28 | 2003-04-01 | Home Diagnostics, Inc. | Method for determining concentration of an analyte in a test strip |
| US6525330B2 (en) | 2001-02-28 | 2003-02-25 | Home Diagnostics, Inc. | Method of strip insertion detection |
| US6562625B2 (en) | 2001-02-28 | 2003-05-13 | Home Diagnostics, Inc. | Distinguishing test types through spectral analysis |
| JP4652049B2 (ja) * | 2002-05-28 | 2011-03-16 | オウトジエノミクス・インコーポレーテツド | 自動解析装置用レベル制御ピペット |
| US7569393B2 (en) | 2002-06-28 | 2009-08-04 | International Technidyne Corporation | Analytical test cartridge; and, methods |
| US6794877B2 (en) | 2002-07-31 | 2004-09-21 | International Technidyne Corporation | Apparatus and method for analytical determinations |
| AU2003234944A1 (en) * | 2002-08-27 | 2004-03-18 | Bayer Healthcare, Llc | Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples |
| WO2004053483A2 (en) * | 2002-12-11 | 2004-06-24 | Instrumentation Laboratory Company | Multi-analyte reference solutions |
| US20040154933A1 (en) * | 2003-02-11 | 2004-08-12 | Instrumentation Laboratory Company | Polymeric membranes for use in electrochemical sensors |
| US20040256227A1 (en) * | 2003-02-11 | 2004-12-23 | Jungwon Shin | Electrochemical urea sensors and methods of making the same |
| US7645421B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8148164B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-04-03 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid |
| US7718439B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-05-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7488601B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-02-10 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining an abused sensor during analyte measurement |
| US8206565B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-06-26 | Roche Diagnostics Operation, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7604721B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-10-20 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8058077B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-11-15 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method for coding information on a biosensor test strip |
| US7645373B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7452457B2 (en) | 2003-06-20 | 2008-11-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes |
| US7597793B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-10-06 | Roche Operations Ltd. | System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay |
| US7682833B2 (en) | 2003-09-10 | 2010-03-23 | Abbott Point Of Care Inc. | Immunoassay device with improved sample closure |
| US7723099B2 (en) * | 2003-09-10 | 2010-05-25 | Abbott Point Of Care Inc. | Immunoassay device with immuno-reference electrode |
| BRPI0415079A (pt) * | 2003-10-06 | 2006-12-12 | Novartis Ag | biomarcadores para prognóstico de diarréia induzida por droga |
| WO2005078118A1 (en) | 2004-02-06 | 2005-08-25 | Bayer Healthcare Llc | Oxidizable species as an internal reference for biosensors and method of use |
| GB0403369D0 (en) * | 2004-02-16 | 2004-03-17 | Pa Consulting Services | Devices and methods for testing analytes |
| US7556723B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-07-07 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Electrode design for biosensor |
| US7569126B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-08-04 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for quality assurance of a biosensor test strip |
| MX2007000460A (es) * | 2004-07-16 | 2007-06-11 | Alertis Medical As | Sensor electroquimico para mediciones in-vivo o ex-vivo de la presion parcial de dioxido de carbono de tejido vivo. |
| US7356366B2 (en) * | 2004-08-02 | 2008-04-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Device for monitoring fluid status |
| TWI353360B (en) | 2005-04-07 | 2011-12-01 | Nippon Catalytic Chem Ind | Production process of polyacrylic acid (salt) wate |
| KR101503072B1 (ko) | 2005-07-20 | 2015-03-16 | 바이엘 헬스케어 엘엘씨 | 게이트형 전류 측정법 |
| KR101577176B1 (ko) * | 2005-09-30 | 2015-12-14 | 바이엘 헬스케어 엘엘씨 | 게이트형 전압 전류 측정 분석물 결정 방법 |
| EP1837348B9 (en) | 2006-03-24 | 2020-01-08 | Nippon Shokubai Co.,Ltd. | Water-absorbing resin and method for manufacturing the same |
| US8529751B2 (en) * | 2006-03-31 | 2013-09-10 | Lifescan, Inc. | Systems and methods for discriminating control solution from a physiological sample |
| ES2825036T3 (es) * | 2006-10-24 | 2021-05-14 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Amperometría de decaimiento transitorio |
| US8778168B2 (en) | 2007-09-28 | 2014-07-15 | Lifescan, Inc. | Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample |
| WO2009076302A1 (en) | 2007-12-10 | 2009-06-18 | Bayer Healthcare Llc | Control markers for auto-detection of control solution and methods of use |
| US8603768B2 (en) | 2008-01-17 | 2013-12-10 | Lifescan, Inc. | System and method for measuring an analyte in a sample |
| US8551320B2 (en) | 2008-06-09 | 2013-10-08 | Lifescan, Inc. | System and method for measuring an analyte in a sample |
| EP2199792B1 (de) | 2008-12-18 | 2012-08-08 | F. Hoffmann-La Roche AG | Verfahren zur Überprüfung der Qualität der thermischen Ankopplung einer Messzelle |
| CN102548654A (zh) | 2009-09-29 | 2012-07-04 | 株式会社日本触媒 | 颗粒状吸水剂及其制造方法 |
| JP5744906B2 (ja) | 2009-12-18 | 2015-07-08 | アボット ポイント オブ ケア インコーポレイテッド | 試料分析用の一体型ヒンジ式カートリッジ・ハウジング |
| WO2013039672A1 (en) * | 2011-09-13 | 2013-03-21 | Siemens Healthcare Diagnostics Inc. | Patient serum/plasma sample resistivity for electrolyte result verification |
| RU2525432C1 (ru) * | 2013-01-13 | 2014-08-10 | Общество с ограниченной ответственностью "Ставрополь-АРСИО" | Аппаратно-программный комплекс для диагностики физиологического состояния организма |
| EP3280537A4 (en) | 2015-04-05 | 2018-12-19 | MicroAire Surgical Instruments LLC | Centrifuge counterbalance with adjustable center of gravity and methods for using the same |
| CN112034009A (zh) * | 2020-08-21 | 2020-12-04 | 深圳市康立生物医疗有限公司 | 一种钠离子校正的红细胞压积测试系统及测试方法 |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3556950A (en) * | 1966-07-15 | 1971-01-19 | Ibm | Method and apparatus for automatic electrochemical analysis |
| US3648159A (en) * | 1970-03-11 | 1972-03-07 | Us Air Force | Portable, self-contained system for analyzing biological fluids or the like |
| US3997420A (en) * | 1971-03-18 | 1976-12-14 | Beckman Instruments, Inc. | Automatic analyzer |
| US3772591A (en) * | 1972-04-12 | 1973-11-13 | Fisher Scientific Co | Method and apparatus for analyzing blood properties |
| US3997838A (en) * | 1975-04-14 | 1976-12-14 | Technicon Instruments Corporation | Apparatus and method for measurement of total volume of particles in a liquid sample |
| GB1550149A (en) * | 1975-10-28 | 1979-08-08 | Dictaphone Corp | Direct gas sensors |
| CH619047A5 (ja) * | 1976-03-12 | 1980-08-29 | Orbisphere Corp | |
| US4202747A (en) * | 1978-07-06 | 1980-05-13 | Beckman Instruments, Inc. | Flow cell fluid and sample supply mechanism |
| US4452682A (en) * | 1980-10-24 | 1984-06-05 | Hitachi, Ltd. | Apparatus for measuring clinical emergency check items of blood |
| JPS5829450A (ja) * | 1981-08-18 | 1983-02-21 | 株式会社豊田中央研究所 | ヘマトクリツト測定装置 |
| DE3202067C2 (de) * | 1982-01-23 | 1984-06-20 | Holger Dr. 5100 Aachen Kiesewetter | Vorrichtung zur Bestimmung des Hämatokritwertes |
| JPS595933A (ja) * | 1982-07-02 | 1984-01-12 | Hitachi Ltd | 液体試料のフロ−分析方法 |
| US4632485A (en) * | 1985-06-06 | 1986-12-30 | Brown Kenneth C | Electrical circuit testing apparatus |
-
1985
- 1985-07-22 US US06/757,573 patent/US4686479A/en not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-07-14 DE DE8686109615T patent/DE3676011D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1986-07-14 AT AT86109615T patent/ATE58968T1/de not_active IP Right Cessation
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-
1995
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