JPH0139781B2 - - Google Patents
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- JPH0139781B2 JPH0139781B2 JP57030892A JP3089282A JPH0139781B2 JP H0139781 B2 JPH0139781 B2 JP H0139781B2 JP 57030892 A JP57030892 A JP 57030892A JP 3089282 A JP3089282 A JP 3089282A JP H0139781 B2 JPH0139781 B2 JP H0139781B2
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Landscapes
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Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、シリンジ型生体試料分析装置に関
する。さらに詳しくは、生体試料中の特定成分の
濃度を、該試料を破壊することなく簡便かつ迅速
に測定できるシリンジ型生体試料分析折置に関す
る。 近年、生体試料等の分析に、電気化学的な測定
手法が広く行なわれるようになつてきた。ことに
血液検査等において血液中の電解質の濃度を分析
するのに、採血試料から分離した血清や血漿をイ
オン選択然電極等の電気化学的測定センサーで分
析測定する方法が行なわれるようになつてきた。
しかし、かような方法においては、測定対象の組
成が全血と異なると共に、分離等の操作中におけ
る空気との接触や温度変化により系が変化してし
まい臨床医の求める生体の真の状態を認識し得な
いことが多かつた（ことにカルシウムイオン等で
は、温度、PH値、酸素分圧等によつて大きく影響
される）。従つて、全血のまま測定できる方法が
望まれていた。この点に関し、全血試料を直接、
前記電極等で測定する方法も行なわれているが似
下に述べる血液ガス分析と同様の問題を有してい
た。 一方、注射器で採血した全血を直接PO2電極、
PCO2電極、PH電極等の電気化学的センサーを備
えた血液ガス分析器に注入する方法が血液ガス分
析として主に行なわれている。通常、血液を注射
器で採取し、密閉して分析器の設定場所に運び、
専問の分析者がその血液を直接又は取り出して血
液ガス分析器に注入するというプロセスで行なわ
れる。しかし、いかに注意しても空気に接しかつ
温度が変化して分析誤差が生じ、経時変化によつ
て組成が変化してしまう点にも問題があり、臨床
医が要求する真のデータを提供し得ない欠点があ
つた。 この発明は上記従来の問題点を解消すべくなさ
れたものである。この発明の発明者は、血液採取
用の注射器に電気化学的センサーを組み込むこと
により、血液の採取とほぼ同時に測定が可能とな
り、従来の方法での牧題点が解消される点に想着
し鋭意研究を重ねた結果この発明に到達した。 かくしてこの発明によれば、注射針と、試料を
吸引するためのシリンジ部と、両端をこれら針部
とシリンジ部に着脱自在に接続でき、かつ内側に
電気化学的測定センサーの感応部を備えた中間流
路管とをもつて構成したことを特徴とするシリン
ジ型生体試料分析装置が提供される。 以下、図面と共にこの発明を詳しく説明する。
第１図は、この発明のシリンジ型生体試料分析装
置の好適な一例を示す断面図であり、第２図は、
第１図の接続流路を示す拡大図である。第１図に
おいて、シリンジ型生体試料分析装置１は、内径
0.4mmの注射針２と、ピストン３を摺動可能に嵌
挿してなる内径1.0cmのシリンダー部４（試料吸
引動作部）とを嵌合によつて接続した内径1.5mm
の接続流路（５；中間流路管）からなる。接続流
路５は注射針２および試料吸引動作部４の各々に
対して着脱できるように構成される。そして接続
流路５には、水素イオンに感応する電界効果トラ
ンジスター形イオン選択性電極（以下、ISFET）
６とこれに対応する電界効果トランジスター形比
較電極（以下REFET）７とが、電気化学的測定
センサーとして挿設されている。また、１８は、
３電極示差測定を行う場合の第３電極である。そ
して６１と６２はISFETのソースリード線とド
レインリード線をそれぞれ示し、７１と７２は
REFETのソースリード線とドレインリード線を
それぞれ示す。これらのリード線は適宜、差動ア
ンプ等を備えた測定表示装置（第１図中、省略）
に接続される。なお、リード線の代わりにセンサ
ーにコネクタを設けた構造も好適に用いられる。 上記ISFET６の拡大平面図を第３図に示す。
図において、６３はソース、６４は酸化硅素
（SiO2）上に四窒化三硅素（Si3N4）層と酸化タ
ンタル（Ta2O5）層とを形成されたゲート、６５
はドレインをそれぞれ示す。なお、６６はドレイ
ンターミナルを、６７はソースターミナルを、６
８は支持用のチヤンネルストツパーをそれぞれ示
し、大きさはａ＝0.7mm、ｂ＝6.5mm、ｃ＝0.6mm、
ｄ＝0.5mm、厚み約0.2mmである。このISFETを挿
設するに当つて、感応部分（図中Ｃの部分）は、
少なくとも採取される血液が直ちに接触すべく接
続流路内に配設されるべきものである。 かようなISFETは、例えば“J.Appl.Phys.、
49、58（1980）、松尾正之等”に開示された公知の
方法で作製することができる。 一方、REFET７は上記ISFETのゲート部分の
表面をプラス重合ポリスチレンフイルムで被覆し
て不活性化したものが好ましい。かような被覆は
ISFETを、グロー放電域を用いた低温プラズマ
重合に付す公知の方法で作製することができる。
より具体的には、例えば、上記ISFETを0.01pa
のごとき減圧下に保持すると共にスチレンモノマ
ー蒸気を一定時間流してISFETの表面を洗浄し
たのち、スチレンモノマー蒸気雰囲気下で常温化
において数10秒グロー放電処理（例えば約8W−
9.8KHz）に付して表面にポリスチレンフイルム
層を形成させ、次いでこのISFETを１週間程度、
塩化カリウム溶液中に浸漬処理することにより得
られる。 かようなREFET７はISFET６と同様にして接
続流路内に挿設される。 上記ISFET６及びREFET７と測定表示装置と
の回路構成の一例を第６図に示す。第６図におい
て、１０はSiO2、１１はSi3N4、１２はTa2O5、
１３はプラズマ重合ポリスチレンフイルムをそれ
ぞれ示し、１４はドレイン電圧調整装置、１５は
電流制御調整装置、１６は差動アンプ、１７はレ
コーダー又は表示器をそれぞれ示す（なお、Ｇは
ゲート、Ｓはソース、Ｄはドレインを意味する）。
この回路構成の７１及び６１の電流が、電流制御
調整装置１５によつて一定値に制御された状態に
おいてはソース電圧はゲート電圧に直接応答して
ゲート電圧の関数として測定される。従つて、差
動アンプ１６に接続されたレコーダー又は表示器
１７においてISFETとREFETのゲート間の電位
差に基づいた指示が示されることとなる。 上記構成において、ピストン３を引くことによ
り血管内に挿入された注射針２を通じて、血液が
シリンダー内に導びかれるが、その際隣接続流路
５の電気化学的センサー６，７の働きによつて血
液PHが直ちに測定される。従つて、微量の血液
で、空気に触れることなくかつ温度変化もほとん
どなく、迅速な測定が可能となる。 なお、上記PH用のISFETの代わりに、カリウ
ムイオン用、カルシウムイオン用、クロルイオン
用等のISFETを用いることにより、生体試料中
の種々の特定成分の濃度（活量）を迅速に測定す
ることができる。とくに血中の遊離カルシウム濃
度は、生体の個々についてその温度でまたそのPH
値で変動するため臨床的に重要な意味があり、こ
の点でこの発明の意義は大きい。 この発明の電気化学的測定センサーは、注射針
と試料吸引動作部との接続流路に配設されるた
め、測定時においてセンサー表面での生体試料の
流れは急であり、たとえ約50μlというような微量
液でも較正用標準液や洗浄液等によるコンタミネ
ーシヨンに影響されることなく新鮮な血液等の生
体試料を充分に接触させることができる。このこ
とは、電気化化的測定センサーをシリンダー内に
内設した場合に比して顕著に優れた点であること
が確認されている。従つて、操作も通常の採血等
とほとんど同様にして行なえ、非常に簡便であ
る。また電気化学的測定センサーが上記接続部に
設置されるため、針の細管内にセンサーを入れた
場合のように細管につまりを生じたり、針を殺菌
する際にセンサーが損傷したりするおそれが無
く、さらにシリンー部のピストンにセンサーを設
けた場合のように、気泡の発生、校正液や前測定
液によるコンタミネーシヨン等の測定への悪影響
を蒙むることもない。 この発明の生体試料分析装置は、少なくとも接
線流路に電気化学的測定センサーが配設されてお
ればよく、上記具体例に特に限定されるものでは
ない。従つて、接続流路は試料吸引動作部と一体
に形成されたものでもよく、センサーもFET型
のものに限定されず、かつポテンシヨメトリツク
なセンサーであつてもよく、アンペロメトリツク
なセンサーであつてもよい。また試料吸引動作部
も前述したピストンを備えたシリンダー式のもの
に限定されず、スポイド式であつてもよく、少な
くとも注射針及び接続流路を介して液体試料を吸
引採取できるものであればよい。又具体的な他の
センサーとしては、ナトリウム、カリウム、水
素、カルシウム、塩素等のイオン選択性電極や
PO2電極やPCO2電極が挙げられる。イオン選択
性電極としては種々のタイプのものが適用可能で
あるが、コーテイツドワイヤー型のものが好まし
い。ただし、第５図に示すようなリング状の電極
（内面が感応部）を用いてもよい。図中、銀２０
と塩化銀１９で塩素イオン選択性電極が構成さ
れ、プラズマ重合ポリスチレン膜２１と銀２２と
で比較電極が構成されている。なお、２３は絶縁
層を示す。また、PO2電極やPCO2電極も適宜小
型化されたものを内設することにより適用するこ
とができる。 第４図に、イオン選択性電極を用いたこの発明
の生体試料分析装置の一例を示し、第７図に測定
系との接続構成の一例を示す。図において、８は
例えばコーテイツドワイヤー型の塩素イオン選択
性電極であり、９はコーテイツドワイヤー型の比
較電極を示す。この場合前述の具体例と同様に、
生体試料ことに血液中の塩素イオン濃度の迅速な
測定が可能となる。 一方、電気化学的測定センサーは特に一種類又
は一組に限定されず、第８図のようにそれぞれ測
定対象物質の異なるセンサーを複数組合せてもよ
い。この場合、複数電極２４によつて多項目（ナ
トリウム、カリウム、水素、カルシウム、及び塩
素イオン等）の分析が可能となる。なおこの場合
カルシウムイオン測定回路にPH補正回路を設けて
リンクさせればより正確な測定が可能となる。 なお、注射針２、ピストン３及びシリンダー部
４としては、いずれも注射器として使用される公
知のものが使用でき、接続流路５も当該分野で流
管として使用できる材質が種々適用できる。 さらに、この発明の一つの好ましい態様とし
て、注射針と試料吸引動作部、ことにピストンを
摺動可能に嵌挿してなるシリンダー部、との接続
流路に電気化学的測定センサーを配設すると共
に、該接続流路に小型測定表示装置を付設してな
るシリンジ型生体試料分析装置が提供される。こ
の測定表示装置を組込んだ生体試料分析装置の一
例を第９図に示す。図において、５′は前述のご
とき電気化学的測定センサーを内設した接続流路
と腕時計タイプの小型デジタル測定表示装置とを
一体に形成させた接続部である。かような接続部
５′は、小型表示回路を適用することにより容易
に作製することができる。またその回路構成は前
述したごとき構成と同様である。なお、２５はレ
コーダー接続端子を示す。かような測定表示装置
を組み込んだこの発明の生体試料分析装置は、外
部測定表示装置と接続して使用するものに比し
て、測定値の読み取りがより速く行なえると共
に、使用時においても接続線等がないため扱い易
く便利である。 以上述べたごとく、この発明のシリンジ型生体
試料分析装置は、微量で、空気と触れることな
く、温度変化もほとんど与えずに採取と同時に非
破壊で測定することができ、ことに臨床における
血液検査に有用である。ただし、測定対象によつ
ては生体試料以外の一般分析用として使用するこ
ともできる。 なお、血液検査の際には、少なくとも注射針の
みは滅菌させておくことが望まれる。ただし、連
続使用の際には注射針のみを清浄なものととり代
えるのみで測定可能である。これは、この発明の
装置によれば、コンタミネーシヨンの測定値への
影響がほとんど無視できるからである。また、注
射針とシリンジ部とをデイスポーザブルとするこ
ともできる。 従つて、この発明によればさらに、電気化学的
測定センサーを備えた円筒状流管であつて、両端
に、注射針用嵌合部と試料吸引動作部用嵌合部、
ことにシリンダー部用嵌合部とを設けた生体試料
分析用モジユールが提供される。もちろん上記モ
ジユールに、小型測定表示部が一体に付設されて
いてもよい。 以下、実施例によりこの発明をより詳しく説明
する。ただし、これによりこの発明は限定される
ものではない。 実施例 １ 第１図に示したこの発明のシリンジ型生体試料
分析装置を用い、第６図に示した測定系を用い
て、PH4.00のフタル酸塩標準液吸引時の発生電位
差と時間経過との関係を調べた。なお、フタル酸
塩標準液吸引直前までこの装置中のISFETと
REFETとの電位差は、中性リン酸塩標準液吸引
してOVとしておいた。 結果を第１０図に示す。このように、約0.6秒
で安定した発生電位差が得られ、迅速な測定がで
きることが明らかである。 参考例 第３図に示したISFETと、REFETとを用いて
測定したPH値と、従来のPHメーター（ガラス−
Ag／Agcl電極使用）を用いて測定したPH値との
相関図を第１１図に示す。 このように、PH４〜10の範囲においては、
FETシステムと従来のPHのメーターとの間に良
好な相関関係が示されており、ISFETとREFET
を用いた場合にも、同様にイオン活量を測定でき
ることがわかる。
する。さらに詳しくは、生体試料中の特定成分の
濃度を、該試料を破壊することなく簡便かつ迅速
に測定できるシリンジ型生体試料分析折置に関す
る。 近年、生体試料等の分析に、電気化学的な測定
手法が広く行なわれるようになつてきた。ことに
血液検査等において血液中の電解質の濃度を分析
するのに、採血試料から分離した血清や血漿をイ
オン選択然電極等の電気化学的測定センサーで分
析測定する方法が行なわれるようになつてきた。
しかし、かような方法においては、測定対象の組
成が全血と異なると共に、分離等の操作中におけ
る空気との接触や温度変化により系が変化してし
まい臨床医の求める生体の真の状態を認識し得な
いことが多かつた（ことにカルシウムイオン等で
は、温度、PH値、酸素分圧等によつて大きく影響
される）。従つて、全血のまま測定できる方法が
望まれていた。この点に関し、全血試料を直接、
前記電極等で測定する方法も行なわれているが似
下に述べる血液ガス分析と同様の問題を有してい
た。 一方、注射器で採血した全血を直接PO2電極、
PCO2電極、PH電極等の電気化学的センサーを備
えた血液ガス分析器に注入する方法が血液ガス分
析として主に行なわれている。通常、血液を注射
器で採取し、密閉して分析器の設定場所に運び、
専問の分析者がその血液を直接又は取り出して血
液ガス分析器に注入するというプロセスで行なわ
れる。しかし、いかに注意しても空気に接しかつ
温度が変化して分析誤差が生じ、経時変化によつ
て組成が変化してしまう点にも問題があり、臨床
医が要求する真のデータを提供し得ない欠点があ
つた。 この発明は上記従来の問題点を解消すべくなさ
れたものである。この発明の発明者は、血液採取
用の注射器に電気化学的センサーを組み込むこと
により、血液の採取とほぼ同時に測定が可能とな
り、従来の方法での牧題点が解消される点に想着
し鋭意研究を重ねた結果この発明に到達した。 かくしてこの発明によれば、注射針と、試料を
吸引するためのシリンジ部と、両端をこれら針部
とシリンジ部に着脱自在に接続でき、かつ内側に
電気化学的測定センサーの感応部を備えた中間流
路管とをもつて構成したことを特徴とするシリン
ジ型生体試料分析装置が提供される。 以下、図面と共にこの発明を詳しく説明する。
第１図は、この発明のシリンジ型生体試料分析装
置の好適な一例を示す断面図であり、第２図は、
第１図の接続流路を示す拡大図である。第１図に
おいて、シリンジ型生体試料分析装置１は、内径
0.4mmの注射針２と、ピストン３を摺動可能に嵌
挿してなる内径1.0cmのシリンダー部４（試料吸
引動作部）とを嵌合によつて接続した内径1.5mm
の接続流路（５；中間流路管）からなる。接続流
路５は注射針２および試料吸引動作部４の各々に
対して着脱できるように構成される。そして接続
流路５には、水素イオンに感応する電界効果トラ
ンジスター形イオン選択性電極（以下、ISFET）
６とこれに対応する電界効果トランジスター形比
較電極（以下REFET）７とが、電気化学的測定
センサーとして挿設されている。また、１８は、
３電極示差測定を行う場合の第３電極である。そ
して６１と６２はISFETのソースリード線とド
レインリード線をそれぞれ示し、７１と７２は
REFETのソースリード線とドレインリード線を
それぞれ示す。これらのリード線は適宜、差動ア
ンプ等を備えた測定表示装置（第１図中、省略）
に接続される。なお、リード線の代わりにセンサ
ーにコネクタを設けた構造も好適に用いられる。 上記ISFET６の拡大平面図を第３図に示す。
図において、６３はソース、６４は酸化硅素
（SiO2）上に四窒化三硅素（Si3N4）層と酸化タ
ンタル（Ta2O5）層とを形成されたゲート、６５
はドレインをそれぞれ示す。なお、６６はドレイ
ンターミナルを、６７はソースターミナルを、６
８は支持用のチヤンネルストツパーをそれぞれ示
し、大きさはａ＝0.7mm、ｂ＝6.5mm、ｃ＝0.6mm、
ｄ＝0.5mm、厚み約0.2mmである。このISFETを挿
設するに当つて、感応部分（図中Ｃの部分）は、
少なくとも採取される血液が直ちに接触すべく接
続流路内に配設されるべきものである。 かようなISFETは、例えば“J.Appl.Phys.、
49、58（1980）、松尾正之等”に開示された公知の
方法で作製することができる。 一方、REFET７は上記ISFETのゲート部分の
表面をプラス重合ポリスチレンフイルムで被覆し
て不活性化したものが好ましい。かような被覆は
ISFETを、グロー放電域を用いた低温プラズマ
重合に付す公知の方法で作製することができる。
より具体的には、例えば、上記ISFETを0.01pa
のごとき減圧下に保持すると共にスチレンモノマ
ー蒸気を一定時間流してISFETの表面を洗浄し
たのち、スチレンモノマー蒸気雰囲気下で常温化
において数10秒グロー放電処理（例えば約8W−
9.8KHz）に付して表面にポリスチレンフイルム
層を形成させ、次いでこのISFETを１週間程度、
塩化カリウム溶液中に浸漬処理することにより得
られる。 かようなREFET７はISFET６と同様にして接
続流路内に挿設される。 上記ISFET６及びREFET７と測定表示装置と
の回路構成の一例を第６図に示す。第６図におい
て、１０はSiO2、１１はSi3N4、１２はTa2O5、
１３はプラズマ重合ポリスチレンフイルムをそれ
ぞれ示し、１４はドレイン電圧調整装置、１５は
電流制御調整装置、１６は差動アンプ、１７はレ
コーダー又は表示器をそれぞれ示す（なお、Ｇは
ゲート、Ｓはソース、Ｄはドレインを意味する）。
この回路構成の７１及び６１の電流が、電流制御
調整装置１５によつて一定値に制御された状態に
おいてはソース電圧はゲート電圧に直接応答して
ゲート電圧の関数として測定される。従つて、差
動アンプ１６に接続されたレコーダー又は表示器
１７においてISFETとREFETのゲート間の電位
差に基づいた指示が示されることとなる。 上記構成において、ピストン３を引くことによ
り血管内に挿入された注射針２を通じて、血液が
シリンダー内に導びかれるが、その際隣接続流路
５の電気化学的センサー６，７の働きによつて血
液PHが直ちに測定される。従つて、微量の血液
で、空気に触れることなくかつ温度変化もほとん
どなく、迅速な測定が可能となる。 なお、上記PH用のISFETの代わりに、カリウ
ムイオン用、カルシウムイオン用、クロルイオン
用等のISFETを用いることにより、生体試料中
の種々の特定成分の濃度（活量）を迅速に測定す
ることができる。とくに血中の遊離カルシウム濃
度は、生体の個々についてその温度でまたそのPH
値で変動するため臨床的に重要な意味があり、こ
の点でこの発明の意義は大きい。 この発明の電気化学的測定センサーは、注射針
と試料吸引動作部との接続流路に配設されるた
め、測定時においてセンサー表面での生体試料の
流れは急であり、たとえ約50μlというような微量
液でも較正用標準液や洗浄液等によるコンタミネ
ーシヨンに影響されることなく新鮮な血液等の生
体試料を充分に接触させることができる。このこ
とは、電気化化的測定センサーをシリンダー内に
内設した場合に比して顕著に優れた点であること
が確認されている。従つて、操作も通常の採血等
とほとんど同様にして行なえ、非常に簡便であ
る。また電気化学的測定センサーが上記接続部に
設置されるため、針の細管内にセンサーを入れた
場合のように細管につまりを生じたり、針を殺菌
する際にセンサーが損傷したりするおそれが無
く、さらにシリンー部のピストンにセンサーを設
けた場合のように、気泡の発生、校正液や前測定
液によるコンタミネーシヨン等の測定への悪影響
を蒙むることもない。 この発明の生体試料分析装置は、少なくとも接
線流路に電気化学的測定センサーが配設されてお
ればよく、上記具体例に特に限定されるものでは
ない。従つて、接続流路は試料吸引動作部と一体
に形成されたものでもよく、センサーもFET型
のものに限定されず、かつポテンシヨメトリツク
なセンサーであつてもよく、アンペロメトリツク
なセンサーであつてもよい。また試料吸引動作部
も前述したピストンを備えたシリンダー式のもの
に限定されず、スポイド式であつてもよく、少な
くとも注射針及び接続流路を介して液体試料を吸
引採取できるものであればよい。又具体的な他の
センサーとしては、ナトリウム、カリウム、水
素、カルシウム、塩素等のイオン選択性電極や
PO2電極やPCO2電極が挙げられる。イオン選択
性電極としては種々のタイプのものが適用可能で
あるが、コーテイツドワイヤー型のものが好まし
い。ただし、第５図に示すようなリング状の電極
（内面が感応部）を用いてもよい。図中、銀２０
と塩化銀１９で塩素イオン選択性電極が構成さ
れ、プラズマ重合ポリスチレン膜２１と銀２２と
で比較電極が構成されている。なお、２３は絶縁
層を示す。また、PO2電極やPCO2電極も適宜小
型化されたものを内設することにより適用するこ
とができる。 第４図に、イオン選択性電極を用いたこの発明
の生体試料分析装置の一例を示し、第７図に測定
系との接続構成の一例を示す。図において、８は
例えばコーテイツドワイヤー型の塩素イオン選択
性電極であり、９はコーテイツドワイヤー型の比
較電極を示す。この場合前述の具体例と同様に、
生体試料ことに血液中の塩素イオン濃度の迅速な
測定が可能となる。 一方、電気化学的測定センサーは特に一種類又
は一組に限定されず、第８図のようにそれぞれ測
定対象物質の異なるセンサーを複数組合せてもよ
い。この場合、複数電極２４によつて多項目（ナ
トリウム、カリウム、水素、カルシウム、及び塩
素イオン等）の分析が可能となる。なおこの場合
カルシウムイオン測定回路にPH補正回路を設けて
リンクさせればより正確な測定が可能となる。 なお、注射針２、ピストン３及びシリンダー部
４としては、いずれも注射器として使用される公
知のものが使用でき、接続流路５も当該分野で流
管として使用できる材質が種々適用できる。 さらに、この発明の一つの好ましい態様とし
て、注射針と試料吸引動作部、ことにピストンを
摺動可能に嵌挿してなるシリンダー部、との接続
流路に電気化学的測定センサーを配設すると共
に、該接続流路に小型測定表示装置を付設してな
るシリンジ型生体試料分析装置が提供される。こ
の測定表示装置を組込んだ生体試料分析装置の一
例を第９図に示す。図において、５′は前述のご
とき電気化学的測定センサーを内設した接続流路
と腕時計タイプの小型デジタル測定表示装置とを
一体に形成させた接続部である。かような接続部
５′は、小型表示回路を適用することにより容易
に作製することができる。またその回路構成は前
述したごとき構成と同様である。なお、２５はレ
コーダー接続端子を示す。かような測定表示装置
を組み込んだこの発明の生体試料分析装置は、外
部測定表示装置と接続して使用するものに比し
て、測定値の読み取りがより速く行なえると共
に、使用時においても接続線等がないため扱い易
く便利である。 以上述べたごとく、この発明のシリンジ型生体
試料分析装置は、微量で、空気と触れることな
く、温度変化もほとんど与えずに採取と同時に非
破壊で測定することができ、ことに臨床における
血液検査に有用である。ただし、測定対象によつ
ては生体試料以外の一般分析用として使用するこ
ともできる。 なお、血液検査の際には、少なくとも注射針の
みは滅菌させておくことが望まれる。ただし、連
続使用の際には注射針のみを清浄なものととり代
えるのみで測定可能である。これは、この発明の
装置によれば、コンタミネーシヨンの測定値への
影響がほとんど無視できるからである。また、注
射針とシリンジ部とをデイスポーザブルとするこ
ともできる。 従つて、この発明によればさらに、電気化学的
測定センサーを備えた円筒状流管であつて、両端
に、注射針用嵌合部と試料吸引動作部用嵌合部、
ことにシリンダー部用嵌合部とを設けた生体試料
分析用モジユールが提供される。もちろん上記モ
ジユールに、小型測定表示部が一体に付設されて
いてもよい。 以下、実施例によりこの発明をより詳しく説明
する。ただし、これによりこの発明は限定される
ものではない。 実施例 １ 第１図に示したこの発明のシリンジ型生体試料
分析装置を用い、第６図に示した測定系を用い
て、PH4.00のフタル酸塩標準液吸引時の発生電位
差と時間経過との関係を調べた。なお、フタル酸
塩標準液吸引直前までこの装置中のISFETと
REFETとの電位差は、中性リン酸塩標準液吸引
してOVとしておいた。 結果を第１０図に示す。このように、約0.6秒
で安定した発生電位差が得られ、迅速な測定がで
きることが明らかである。 参考例 第３図に示したISFETと、REFETとを用いて
測定したPH値と、従来のPHメーター（ガラス−
Ag／Agcl電極使用）を用いて測定したPH値との
相関図を第１１図に示す。 このように、PH４〜10の範囲においては、
FETシステムと従来のPHのメーターとの間に良
好な相関関係が示されており、ISFETとREFET
を用いた場合にも、同様にイオン活量を測定でき
ることがわかる。
第１図は、この発明のシリンジ型生体試料分析
装置の一例を示す断面図を、第２図は、第１図の
要部拡大図を、第３図はこの発明に用いる
ISFETの拡大平面図を、第４図、第５図及び第
８図は、それぞれ他の具体的を示す第２図相当図
を、第６図は、この発明におけるISFETと
REFETの回路構成の一例を示す概略図を、第７
図は、この発明におけるイオン選択性電極の回路
構成の一例を示す概略図を、第９図は、この発明
のさらに他の具体例を示す斜視図を、第１０図
は、この発明の装置における出力と時間との関係
の一例を示すグラフを、第１１図は、この発明に
用いるISFETとREFETによる測定値と従来のPH
メーターによる測定値との相関を示すグラフであ
る。 １……シリンジ型生体試料分析装置、２……注
射針、３……ピストン、４……シリンダー部、５
……接続流路、５′……接続部、６……ISFET、
７……REFET、６１，７１……ソースリード
線、６２，７２……ドレインリード線、６３……
ソース、６４……ゲート、６５……ドレイン、６
６……ドレインターミナル、６７……ソースター
ミナル、６８……チヤンネルストツパー、８……
イオン選択性電極、９……比較電極、１０……
SiO2、１１……Si3N4、１２……Ta2O5、１３…
…プラズマ重合ポリスチレンフイルム、１４……
ドレイン電圧調整装置、１５……電流制御調整装
置、１６……差動アンプ、１７……レコーダー、
１８……第３電極、１９……塩化銀、２０……
銀、２１……プラズマ重合ポリスチレン膜、２２
……銀、２３……絶縁層、２４……複数電極、２
５……レコーダー接続端子。
装置の一例を示す断面図を、第２図は、第１図の
要部拡大図を、第３図はこの発明に用いる
ISFETの拡大平面図を、第４図、第５図及び第
８図は、それぞれ他の具体的を示す第２図相当図
を、第６図は、この発明におけるISFETと
REFETの回路構成の一例を示す概略図を、第７
図は、この発明におけるイオン選択性電極の回路
構成の一例を示す概略図を、第９図は、この発明
のさらに他の具体例を示す斜視図を、第１０図
は、この発明の装置における出力と時間との関係
の一例を示すグラフを、第１１図は、この発明に
用いるISFETとREFETによる測定値と従来のPH
メーターによる測定値との相関を示すグラフであ
る。 １……シリンジ型生体試料分析装置、２……注
射針、３……ピストン、４……シリンダー部、５
……接続流路、５′……接続部、６……ISFET、
７……REFET、６１，７１……ソースリード
線、６２，７２……ドレインリード線、６３……
ソース、６４……ゲート、６５……ドレイン、６
６……ドレインターミナル、６７……ソースター
ミナル、６８……チヤンネルストツパー、８……
イオン選択性電極、９……比較電極、１０……
SiO2、１１……Si3N4、１２……Ta2O5、１３…
…プラズマ重合ポリスチレンフイルム、１４……
ドレイン電圧調整装置、１５……電流制御調整装
置、１６……差動アンプ、１７……レコーダー、
１８……第３電極、１９……塩化銀、２０……
銀、２１……プラズマ重合ポリスチレン膜、２２
……銀、２３……絶縁層、２４……複数電極、２
５……レコーダー接続端子。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 注射針と、試料を吸引するためのシリンジ部
と、両端をこれら針部とシリンジ部に着脱自在に
接続でき、かつ内側に電気化学的測定センサーの
感応部を備えた中間流路管とをもつて構成したこ
とを特徴とする、シリンジ型生体試料分析装置。 ２ 電気化学的測定センサーが、電界効果トラン
ジスター形イオン選択性電極と電界効果トランジ
スター形比較電極を一体に形成して成る特許請求
の範囲第１項記載の装置。 ３ 電気化学的測定センサーの出力表示部が中間
流路管に付設されてなる特許請求の範囲第１項記
載の装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57030892A JPS58149746A (ja) | 1982-02-26 | 1982-02-26 | シリンジ型生体試料分析装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57030892A JPS58149746A (ja) | 1982-02-26 | 1982-02-26 | シリンジ型生体試料分析装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58149746A JPS58149746A (ja) | 1983-09-06 |
| JPH0139781B2 true JPH0139781B2 (ja) | 1989-08-23 |
Family
ID=12316371
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57030892A Granted JPS58149746A (ja) | 1982-02-26 | 1982-02-26 | シリンジ型生体試料分析装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS58149746A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61268300A (ja) * | 1985-05-22 | 1986-11-27 | 株式会社東芝 | 乾燥機の運転方法 |
| JPH08226910A (ja) * | 1995-02-22 | 1996-09-03 | Masao Karube | 微生物電極及び微生物センサ |
| WO2009086186A2 (en) * | 2007-12-20 | 2009-07-09 | I-Stat Corporation | Automated method and apparatus for detecting erroneous sample collection in clinical assays |
-
1982
- 1982-02-26 JP JP57030892A patent/JPS58149746A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS58149746A (ja) | 1983-09-06 |
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