WO2007094242A1 - 脱気装置およびそれを備えた液体クロマトグラフィ装置 - Google Patents

脱気装置およびそれを備えた液体クロマトグラフィ装置 Download PDF

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WO2007094242A1
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partial pressure
gas
decompression space
oxygen partial
exhaust
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Koji Sugiyama
Akira Sezaki
Takanori Kamada
Yoshikiyo Hongo
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Arkray, Inc.
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Definitions

  • the present invention is configured to partition the liquid circulation space and the decompression space by a gas permeable membrane, and to discharge the gas in the fluid circulation space by discharging the gas in the decompression space to the outside by a pump.
  • the present invention relates to a deaeration device and a liquid chromatography device including the same.
  • a high performance liquid chromatography device (HPLC device) using high performance liquid chromatography (HPLC) is widely used (for example, patent documents).
  • HPLC device high performance liquid chromatography device
  • HPLC high performance liquid chromatography
  • FIG. 12 a general HPLC apparatus prepares a sample containing a biological component in a sample preparation unit 90 and then introduces the sample into the analytical column 91. It is configured to adsorb to the filler.
  • the biological component adsorbed on the filler is desorbed by supplying the eluent from the eluent bottle 93 to the analysis column 91 by the liquid feed pump 92.
  • the desorbed liquid from the analysis column 91 is introduced into the photometric mechanism 94, and the absorbance of the desorbed liquid is continuously measured by the photometric mechanism 94, whereby the biological component is analyzed.
  • a deaeration device 95 is installed upstream of the liquid feed pump 92 in order to stably analyze biological components (see, for example, Patent Document 2).
  • the deaeration device 95 is for removing gases such as oxygen present in the eluent.
  • the eluent is circulated through the gas permeable tube 97 arranged in the decompression space 96 and the decompression space 96 is decompressed by the pump 98.
  • There is one configured to suck and remove dissolved gas in the eluent see, for example, Patent Document 3). That is, the dissolved gas in the eluent is moved to the outside of the gas permeable tube 97 (decompression space 96) when the eluent flows through the inside of the gas permeable tube 97. To be removed.
  • the deaerator 95 having such a configuration is not limited to the HPLC apparatus 9 as shown in FIG.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 7-120447
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 2001-133445
  • Patent Document 3 Japanese Patent Laid-Open No. 2000-275229
  • the partial pressure of the degassed gas component in the decompression space 96 gradually increases due to the influence of the degassed gas of the eluent.
  • the partial pressure of oxygen in the decompression space 96 is selected because the silicon resin has the property of being more permeable to oxygen than nitrogen. Tends to rise.
  • the partial pressure of the degassed gas in the decompression space 96 increases, the amount of gas that can be moved to the decompression space 96 also decreases the eluent power in the gas permeable tube 97.
  • the degassing performance decreases as the partial pressure of the degassing gas increases, and the intended purpose of using the degassing device 95 is Cannot be fully achieved.
  • the decompression space 96 is opened to the atmosphere because there is concern about the concentration of the eluent in the gas permeable tube 97.
  • the partial pressure of the deaerated gas component in the decompression space 96 is continuously performed as described above. Increased by degassing the eluent. Therefore, the dissolved amount (for example, dissolved oxygen amount) of the gas component contained in the eluent differs between the initial stage of driving of the deaerator 95 and after the deaerator 95 is driven for a certain time.
  • the paper rule 91 Force that cohemoglobin is grasped as the ratio of glycohemoglobin in the total amount of hemoglobin Since hemoglobin consists of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, there is a concern that the measurement accuracy may deteriorate. That is, when the amount of dissolved oxygen in the eluent varies depending on the performance of the deaerator 95, the ratio of oxyhemoglobin to deoxyhemoglobin in hemoglobin varies.
  • the photometric mechanism 92 since the blood sample is diluted and a relatively oxygen-rich sample is introduced into the analytical column 91, the photometric mechanism 92 has a maximum of oxyhemoglobin.
  • the absorption wavelength of 415 nm is used as the measurement wavelength. Therefore, when the ratio of oxyhemoglobin to deoxyhemoglobin varies, it is difficult to accurately measure the concentration of glycohemoglobin based on the maximum absorption wavelength of oxyhemoglobin.
  • the present invention appropriately suppresses adverse effects caused by a decrease in the degassing performance of the degassing apparatus, for example, measurement accuracy in a liquid chromatography apparatus, when the degassing apparatus is continuously used. As an issue.
  • a liquid circulation space, a decompression space, a gas permeable membrane partitioning between these spaces, and a pump for discharging the gas in the decompression space to the outside are provided.
  • a deaeration apparatus further comprising a gas partial pressure fluctuation suppressing means for suppressing fluctuations in the partial pressure of the specific gas in the decompression space.
  • a column holding a packing material holding a packing material, one or a plurality of eluent holding parts holding an eluent to be supplied to the column, and the eluent holding part
  • a liquid chromatography apparatus further comprising gas partial pressure fluctuation suppressing means for suppressing fluctuations.
  • the liquid chromatography apparatus of the present invention is configured to measure, for example, glycohemoglobin in a blood sample.
  • the gas partial pressure fluctuation suppressing means is oxygen partial pressure fluctuation suppressing means for suppressing fluctuation of oxygen partial pressure in the decompression space.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means may be configured to introduce gas outside the deaeration device into the decompression space at the time of deaeration, for example.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means in this case has, for example, a high-pressure loss part for increasing the movement resistance of the gas introduced into the decompression space.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means further includes, for example, an outside air introduction port that communicates between the decompression space and the outside of the deaeration device, and an outside air introduction pipe connected to the outside air introduction port.
  • the high-pressure loss part is provided, for example, in the middle or at the end of the outside air introduction pipe.
  • the high pressure loss part may be provided at the outside air inlet, omitting the outside air introduction pipe.
  • the high-pressure loss part is assumed to include a porous filter, for example.
  • a resistance pipe (a pipe with a small inner diameter (for example, ⁇ 1-0.2 mm) spiraled) is used as the outside air introduction pipe, and the outside air introduction pipe itself can be used as a high-pressure loss section.
  • the function of the high-pressure loss part may be secured by a resistance pipe by configuring a part of the outside air introduction pipe by a resistance pipe.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means includes an oxygen partial pressure detection unit for monitoring the oxygen partial pressure in the decompression space, and a valve provided in the middle of the outside air introduction pipe, and oxygen It can be configured to control the open / close state of the valve based on the monitoring result in the partial pressure detector.
  • the deaeration device of the present invention is, for example, an exhaust port communicating between the decompression space and the outside of the deaeration device, and for exhausting the gas inside the decompression space via the exhaust port. And an exhaust pipe in which a portion between the exhaust port and the pump has high gas permeability.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means in this case includes, for example, a portion having high gas permeability in the exhaust pipe.
  • the deaerator of the present invention further includes, for example, a branch pipe provided by branching the exhaust pipe force. It is preferable that the branch pipe has high gas permeability and is closed at the middle or at the end. For this branch pipe, it is preferable to lengthen the pipe length and ensure the surface area as large as possible.
  • a valve is provided in the middle of the exhaust pipe, and the nozzle is opened during deaeration. On the other hand, the valve is configured to be closed after the deaeration.
  • the deaeration device of the present invention includes an exhaust port communicating between the decompression space and the outside of the deaeration device, an exhaust subchamber for holding the gas exhausted from the decompression space, an exhaust port, And an exhaust pipe connecting to the exhaust sub chamber.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means is configured to return the gas in the exhaust sub-chamber to the decompressed space after degassing, for example.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means includes, for example, a return pipe for returning the gas in the exhaust sub-chamber to the decompression space, and a noreb provided in the middle of the return pipe. While the valve is in the closed state, the valve is opened after degassing to return the gas in the exhaust sub-chamber to the decompression space.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means also opens the decompression space to the atmosphere only when a certain condition is satisfied when the pump is operating, while releasing the decompression space to the atmosphere when the pump is not operating. It can also be configured as follows.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means in this case is configured to open the decompression space to the atmosphere, for example, at regular time intervals or when the partial pressure of oxygen gas in the decompression space exceeds a certain value.
  • the oxygen partial pressure fluctuation suppressing means may be further configured to increase the degree of decompression of the decompression space when the partial pressure of oxygen gas in the decompression space exceeds a predetermined value.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an HPLC apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view schematically showing a part for explaining a degassing apparatus in the HPLC apparatus shown in FIG. 1.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view for explaining a photometric unit in the HPLC apparatus shown in FIG.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 2 for explaining a deaeration device according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 2 for illustrating a deaeration device according to a third embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 corresponds to FIG. 2 for explaining a deaeration device according to a fourth embodiment of the present invention. It is sectional drawing.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 2, for explaining a deaeration device according to a fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 2 for explaining a deaeration device according to a sixth embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 2 for illustrating a deaeration device according to a seventh exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a sectional view corresponding to FIG. 2 for explaining a deaeration device according to an eighth embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a graph showing measurement results of darcoalbumin concentration in Example 1 and Comparative Example 2.
  • FIG. 12 is a schematic configuration diagram showing an example of a conventional HPLC apparatus (high performance liquid chromatography apparatus).
  • FIG. 13 is a cross-sectional view schematically showing a part for explaining the deaeration device in the HPLC apparatus shown in FIG. 12.
  • the HPLC apparatus X shown in FIG. 1 is configured to measure the concentration of glycated hemoglobin using whole blood, and has a plurality of eluent bottles 10, 11, 12 (three on the drawing). , A deaeration device 2, a sample preparation unit 3, an analysis unit 4, and a photometry unit 5.
  • Each eluent bottle 10, 11, 12 holds an eluent to be supplied to an analytical column 40 described later.
  • eluents for example, kaffers with different pH and salt concentrations are used.
  • the degassing device 2 is for removing dissolved gas from the eluent before supplying the eluent to the analysis unit 4 (analytical column 40), and is connected via pipes 60A, 60B, and 60C.
  • the eluent bottles 10, 11, 12 are connected to the Mayunoredo 41 of the analysis unit 4 through the self-tubes 61A, 61B, 61C.
  • the deaeration device 2 includes a chamber 20, a plurality of gas permeable tubes 21A, 21B, 21C (three in the drawing), a decompression pump 22, a plurality of high pressure loss portions 23A, 23B, 23C (three on the drawing) and pressure detector 24.
  • the chamber 20 defines a plurality of decompression spaces 25A, 25B, 25C (three in the drawing) and accommodates the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C.
  • oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C are arranged, and the air vents 25Aa, 25Ba, and 25Ca and the air-conducting populations 25Ab, 25Bb, and 25C are arranged.
  • Cb is provided.
  • the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C are for measuring the oxygen concentration in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. By measuring the oxygen concentration in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C with these oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C, the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C can be grasped. Become. As the oxygen concentration measuring sensors 26A, 26B, and 26C, various known ones can be used.
  • the exhaust ports 25Aa, 25Ba, and 25Ca are for exhausting the gas in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C to the outside, and are connected to the decompression pump 22 through the exhaust pipes 27A, 27B, 27C, and 270. It is connected.
  • the air introduction ports 25Ab, 25Bb, and 25Cb are for introducing air into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, and air introduction pipes 28A, 28B, and 28C are connected thereto.
  • the force of NOREV 29A, 29B, 29C is provided in the middle of the air pipe 28A, 28B, 28C for air introduction.
  • Valves 29A, 29B, and 29C are used to select a state in which air is introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C and a state in which the air is not introduced. Chino.
  • the plurality of high-pressure loss portions 23A, 23B, and 23C are for absorbing the difference between the atmospheric pressure and the pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. That is, the high pressure loss parts 23A, 23B, and 23C suppress the rapid introduction of the atmosphere into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C when the valves 29A, 29B, and 29C are opened. It plays the role of gradually increasing the pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C by gradually introducing air into 25A, 25B, and 25C.
  • These high-pressure loss parts 23A, 23B, and 23C have a configuration in which the filters 23Ab, 23Bb, and 23Cb are accommodated in the hermetic holders 23Aa, 23Ba, and 23Ca.
  • the hermetic holders 23Aa, 23Ba, and 23Ca are formed in a hollow shape, and the inside communicates with the air and the air introduction pipes 28A, 28B, and 28C.
  • the filters 23Ab, 23Bb, and 23Cb are for giving resistance to the fluid when the atmosphere is introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C.
  • the filters 23Ab, 23Bb, and 23Cb are made of, for example, a porous body having a pore diameter of 10 to 150 / ⁇ ⁇ . As the porous body in this case, various known materials can be used as long as the desired fluid resistance can be imparted. I'll finish.
  • the pressure detection unit 24 is for monitoring the pressure (decompression degree) of the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, and exhausts through the detection pipe 271 branched from the middle of the exhaust pipe 270.
  • the pipe 270 is connected to the decompression space 25A, 25B, 25C.
  • the gas permeable tubes 21A, 21B, and 21C allow the eluent to flow inside, and allow the dissolved gas in the eluent to permeate, such as silicon resin or polytetrafluoroethylene. It is formed in a hollow by a known gas permeable membrane.
  • the gas permeable tubes 21A, 21B, and 21C have a spiral shape, thereby ensuring a large flow path length in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. It is configured to ensure a large residence time of the eluent in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C while ensuring a large contact area with the gas.
  • the decompression pump 22 is for exhausting the gas in the decompression spaces 25A, 25B, 25C through the exhaust pipes 27A, 27B, 27C, 270, and decompressing the decompression spaces 25A, 25B, 25C.
  • the This decompression pump 22 is controlled to be turned on and off by a control means (not shown).
  • This control means controls the on / off of the decompression pump 22 depending on whether the deaeration device 2 is driven or not, and also when the deaeration device 2 is driven, the pressure detector 24 uses the decompression space 25A, When the pressure of 25B and 25C (decompression degree) also deviates from the predetermined range force, the depressurization pump 22 is turned off and off.
  • the sample preparation unit 3 is for preparing a sample to be introduced into the analysis column 40 from blood cell components collected from the blood collection tube 13.
  • the sample preparation unit 3 has a sampling nozzle 30, a preparation liquid tank 31, and a dilution tank 32.
  • the sampling nozzle 30 is for collecting various liquids including the blood sample 14 of the blood collection tube 13.
  • the sampling nozzle 30 is capable of sucking and discharging the liquid and moving in the vertical and horizontal directions. It is possible.
  • the operation of the sampling nozzle 30 is controlled by a control means (not shown).
  • the preparation liquid tank 31 holds a preparation liquid for preparing a sample for introduction to be introduced into the analysis column 40 based on the blood sample 14.
  • This preparation liquid tank 31 holds, as preparation liquid, hemolysis for lysing red blood cells, dilution liquid for diluting the hemolysis, and the like. Has been.
  • the dilution tank 32 is used to provide a place for lysing red blood cells in the blood sample 14 and preparing a sample for introduction by diluting the hemolyzed blood.
  • the dilution tank 32 is connected to an injection valve 43 in the analysis unit 4 to be described later via a pipe 62, and the sample force for introduction prepared in the dilution tank 32 is connected to the analysis column 40 through the injection valve 43. It is configured to be introduced.
  • the analysis unit 4 controls the adsorption and desorption of biological components with respect to the packing material of the analytical column 40, and supplies various biological components to the photometric unit 5.
  • the temperature is controlled by the structure.
  • the set temperature in the analysis unit 4 is about 40 ° C., for example.
  • the analytical column 40 holds a filler for selectively adsorbing hemoglobin in the sample.
  • the filler for example, a methacrylic acid ester copolymer is used.
  • the analysis unit 4 has a mother 41, a liquid feed pump 42, and an injection valve 43.
  • the marhold 41 is used to selectively supply the eluent from the specific eluent bottles 10 0, 11, 12 among the plurality of eluent bottles 10, 11, 12 to the injection valve 43. It is.
  • the hold 41 is connected to the decompression spaces 25A, 25B, and 25C (gas permeable tubes 21A, 21B, and 21C) of the deaeration device 2 through pipes 61A, 61B, and 61C, and is injected into the injection valve through the pipe 63. Connected to 43.
  • the liquid feed pump 42 is for applying power for moving the eluent to the injection valve 43, and is provided in the middle of the pipe 63.
  • the liquid feed pump 42 is operated so that the flow rate of the eluent becomes 1.0 to 2 OmlZmin, for example.
  • the injection valve 43 collects a fixed amount of the sample for introduction and enables introduction of the sample for introduction into the analysis column 40, and includes a plurality of introduction ports and discharge ports (not shown). Yes.
  • An injection loop 44 is connected to the injection valve 43.
  • the injection loop 44 is capable of holding a fixed amount (for example, several / z L) of liquid, and the injection loop 44 communicates with the dilution tank 32 from the dilution tank 32 by appropriately switching the injection valve 43.
  • the photometric unit 5 is for optically detecting hemoglobin contained in the desorption liquid from the analytical column 40, and includes a photometric cell 50, a light source 51, a beam splitter. And a light receiving system 53 for measurement and a light receiving system 54 for reference.
  • the photometric cell 50 is for defining a photometric area.
  • This photometric cell 50 has an introduction channel 50A, a photometry channel 50B, and a discharge channel 50C, and these channels 50A, 50B, and 50C communicate with each other.
  • the introduction channel 50A is for introducing the desorbed liquid from the analysis column 40 (see FIG. 2) into the photometric channel 50B, and is connected to the analysis column 40 via a pipe 65.
  • the photometric flow path 50B is used to distribute the desorbed liquid to be measured and to provide a field for measuring the desorbed liquid, and is formed in a straight line.
  • the photometric flow path 50B is open at both ends, and both ends are closed by the transparent cover 55.
  • the discharge channel 50C is for discharging the desorbed liquid from the photometric channel 50B, and is connected to the waste liquid tank 15 via a pipe 66 (see FIG. 2).
  • the light source 51 is for irradiating light to the desorbed liquid flowing through the photometric channel 50B.
  • the light source 51 is arranged in a state of facing the end face 50Ba (transparent cover 55) of the photometric flow path 50B so that the optical axis L passes through the center of the photometric flow path 50B.
  • a light source capable of emitting light in a wavelength range including light having a maximum absorption wavelength of oxyhemoglobin of 415 nm and a reference wavelength of 500 nm, for example, a halogen lamp is used.
  • a light source other than a halogen lamp for example, a light source having one or a plurality of LED elements.
  • the beam splitter 52 divides the light emitted from the light source 51 and transmitted through the photometric flow path 50B so as to be incident on the measurement light receiving system 53 and the reference light receiving system 54. On the optical axis L, it is arranged in a state inclined by 45 degrees. As the beam splitter 52, various known ones such as a half mirror can be used.
  • the measurement light receiving system 53 selectively receives light of 415 nm, which is the maximum absorption wavelength of oxyhemoglobin, out of the light transmitted through the beam splitter 52, and is disposed on the optical axis L. Yes.
  • the measurement light receiving system 53 includes an interference filter 53A that selectively transmits light of 415 nm and a light receiving element 53B that receives light transmitted through the interference filter 53A. A photodiode can be used as the light receiving element 53B.
  • the light receiving system 54 for reference selectively receives light having a reference wavelength of 500 nm out of the light that has been reflected by the beam splitter 52 and whose optical path has been changed.
  • the measurement light receiving system 74 includes an interference filter 54A that selectively transmits light having a wavelength of 500 nm, and a light receiving element 54B that receives light transmitted through the interference filter 54A.
  • a photodiode can be used as the light receiving element 54B.
  • a blood sample 14 is collected from the blood collection tube 13.
  • the measurement start instruction is performed by the user operating a predetermined operation button (not shown) of the HPLC apparatus X.
  • collection of the blood sample 14 from the blood collection tube 13 is performed by operating the sampling nozzle 30.
  • the blood sample 14 collected by the sampling nozzle 30 is supplied to the dilution tank 32 by operating the sampling nozzle 30. Further, a hemolyzing agent and a diluent are sequentially supplied from the preparation tank 31 to the dilution tank 32, and a sample for introduction is prepared by mixing the liquid in the dilution tank 32 by pipetting operation using the sampling nozzle 30. Is done.
  • the eluent is supplied to the injection valve 43.
  • the eluent is supplied to the injection valve 43 from the eluent bottles 10, 11 and 12 via the degassing device 2 and the hold 41 by the power of the liquid feed pump 42. , 12, which eluent of the eluent bottles 10, 11 and 12 is selected by controlling the hold 41.
  • the deaeration device 2 After the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C are circulated in the decompression spaces 25A, 25B, 25C, they are discharged from the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C. It is. At this time, the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C are made of a material having high gas permeability, and the decompression spaces 25A, 25B, 25C are decompressed by the decompression pump 22. While flowing through the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C, dissolved gas including dissolved oxygen is removed from the eluent.
  • the oxygen concentration in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C is further monitored by the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C.
  • the oxygen concentration monitoring by the oxygen concentration measuring sensors 26A, 26B, and 26C may be performed continuously or intermittently.
  • the timing for measuring the oxygen concentration is, for example, every predetermined time set in advance or every time when the measurement of a certain number of blood samples is completed.
  • the monitoring results of the oxygen concentration measuring sensors 26A, 26B, and 26C are output to control means (not shown), and the control means is opened and closed individually for each of the solenoids 29A, 29B, and 29C.
  • the control means for example, the measurement result of the oxygen concentration by the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C is a predetermined first threshold value (for example, about 40% volume as the oxygen concentration).
  • the valve 29A, 29B, 29C corresponding to the decompression space 25A, 25B, 25C exceeding the first threshold is opened.
  • the atmosphere is introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C via the air introduction pipes 28A, 28B, and 28C and the atmosphere introduction ports 25b, 25Bb, and 25Cb.
  • the atmosphere is gradually introduced into the decompression spaces 25A, 25B, 25C, and the decompression spaces 25A , 25B, 25C pressure is gradually increased.
  • the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C is gradually reduced by introducing the atmosphere.
  • the control means turns on the valves 29A, 29B, 29C. Close it.
  • a predetermined second threshold value for example, equivalent to about 20% by volume as the oxygen concentration
  • the opening and closing of the valves 29A, 29B, and 29C is controlled in this way, the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C is within a certain range, for example, between the second threshold value and the first threshold value. Can be maintained. Therefore, the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C does not unduly increase as the oxygen partial pressure greatly exceeds the first threshold value. As a result, in the degassing device 2, it is possible to suppress the elution liquid force in the gas permeable tubes 21A, 21B, 21C from being reduced in the amount of gas such as oxygen that can be moved to the decompression spaces 25A, 25B, 25C.
  • the degassing device 2 even when the eluent is continuously degassed, it is possible to prevent the partial pressure of the degassing gas such as oxygen from increasing and degassing performance from being deteriorated. it can.
  • the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C can be maintained within a certain range, it is possible to suppress the occurrence of a variation in the degree of degassing of the eluent (the variation in the amount of dissolved oxygen).
  • the dissolved gas composition such as the dissolved oxygen concentration in the inside can be made uniform.
  • the decompression spaces 25A, 25B, and 25C are more reliably and easily provided. It becomes possible to maintain the oxygen partial pressure in a certain range.
  • the difference between the first threshold value and the second threshold value, which is the control target value of the oxygen partial pressure is further reduced so that the fluctuation of the oxygen partial pressure is further increased. It will be able to fit in a small range.
  • the eluent discharged from the decompression spaces 25A, 25B, and 25C (gas permeable tubes 21A, 21B, and 21C) is supplied to the manifold 41 through the piping 61A, 61B, and 61C, and then the piping 6 It is introduced into the injection valve 43 through 4.
  • the eluent supplied to the injection valve 43 is supplied to the analysis column 40 via the pipe 65.
  • the sample for introduction of the injection loop 44 is introduced into the analysis column 40 together with the eluent.
  • the introduction starting force of the introduction sample has also passed for a certain period of time
  • the eluent is continuously supplied to the analytical column 40 and the injection loop 44 is washed by switching the injection nozzle 43.
  • a sample for introduction is prepared from the blood sample 14 of the blood collection tube 13 different from the above, and after the injection loop 44 is cleaned, Introduced again The sample is introduced into the injection loop 44.
  • Such preparation, introduction, and washing of the sample for introduction are repeatedly performed according to the number of blood collection tubes 13 (blood samples 14) to be measured while appropriately switching the injection valve 43.
  • daricohemoglobin is adsorbed to the filler by introducing the introduction sample.
  • the type of eluent supplied to the analytical column 40 is appropriately switched by the matrix 41 to desorb the glycated hemoglobin adsorbed on the packing material.
  • the dissolved oxygen concentration of the eluent that has passed through the degassing device 2 is made uniform, the dissolved oxygen concentration of the eluent supplied to the analytical column 40 is also made uniform.
  • the ratio of oxyhemoglobin to deoxyhemoglobin in the hemoglobin in the desorbed liquid is made uniform.
  • the ratio of oxyhemoglobin to deoxyhemoglobin in hemoglobin in the detachment solution is different between different blood samples. ! Equalized.
  • the desorption solution containing glycohemoglobin discharged from the analysis column 40 is supplied to the photometric cell 50 of the photometric unit 5 via the pipe 66.
  • a desorption liquid is introduced into the photometric cell 50 through the pipe 66 and the introduction flow path 50A.
  • the desorption liquid passes through the photometry flow path 50B and the discharge flow path 50C, and then passes through the pipe 66 to the waste liquid tank 15. Led to.
  • the light source 51 irradiates the desorbed liquid continuously with light.
  • the light transmitted through the photometric channel 50B is split by the beam splitter 52 and then received by the measurement light receiving system 53 and the reference light receiving system.
  • the measurement light receiving system 53 light of 415 nm, which is the maximum absorption wavelength of oxyhemoglobin transmitted through the interference filter 53A, is selectively received by the light receiving element 53B.
  • the reference light receiving system 54 light having a reference wavelength of 500 nm transmitted through the interference filter 54A is selectively received by the light receiving element 54B.
  • the results of light reception by the light receiving elements 53B and 54B are output to an arithmetic circuit (not shown).
  • hemoglobin chromatogram, glycohemoglobin concentration (total hemoglobin amount) Is calculated).
  • the calculation result in the calculation circuit is displayed on a display panel (not shown), and is automatically printed by the user's button operation.
  • the ratio of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin in the desorbed liquid in one measurement is uniformized, so that the measurement result due to the fluctuation of the dissolved oxygen amount during the measurement Inaccuracy of the image can be reduced.
  • the ratio of oxyhemoglobin to deoxyhemoglobin in the detachment solution is made uniform for each measurement. It is possible to suppress variations in the measurement results between each other.
  • the partial pressure of oxygen in the decompression spaces 25A, 25B, 25C before the stop of the device Is maintained within a certain range, and the range is not so different from the oxygen partial pressure in the atmosphere, so the oxygen partial pressure when the deaerator 2 is driven again causes the deaerator 2 to continuously It does not deviate significantly from the partial pressure of oxygen when driving.
  • the deaeration device 2 omits the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C, and opens the valves 29A, 29B, and 29C every predetermined time or every time a certain number of samples are measured.
  • the atmosphere may be intermittently introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C.
  • FIGS. 4 to 10 deaeration devices according to second to eighth embodiments of the present invention will be described with reference to FIGS. 4 to 10.
  • members and elements similar to those in the deaeration device 2 in the first embodiment of the present invention are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
  • FIG. 4 shows a deaeration device 7A according to a second embodiment of the present invention.
  • Deaerator 7A These are the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C and valves 29A, 29B, 29C (see FIG. 2) in the deaeration device 2 in the first embodiment are omitted.
  • the atmosphere gradually naturally flows into the decompression spaces 25A, 25B, 25C via the high pressure loss portions 23A, 23B, 23C and the air introduction pipes 28A, 28B, 28C. It is made. Therefore, since the atmosphere is always introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, it is possible to suppress an increase in oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C.
  • the degassing device 7A eliminates the need for the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C and the valves 29A, 29B, 29C, and the control of the valves 29A, 29B, 29C (see Fig. 2). And running costs are also advantageous.
  • FIG. 5 shows a deaeration device 7B according to a third embodiment of the present invention.
  • the deaeration device 7B gives inflow resistance to the atmosphere introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C by one high-pressure loss part 23. It is structured as follows.
  • FIG. 6 shows a deaeration device 7C according to a fourth embodiment of the present invention.
  • the deaerator 7C is configured by arranging high-pressure loss parts 23A ', 23B', 23C 'in the air guiding populations 25Ab, 25Bb, 25Cb in the decompression spaces 25A, 25B, 25C.
  • the high-pressure loss portions 23A ′, 23B ′, and 23C ′ are made of, for example, a known porous body.
  • the atmosphere is gradually allowed to naturally flow into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C via the high pressure loss portions 23A ', 23B', and 23C '.
  • 25B, 25C can prevent the oxygen partial pressure from increasing.
  • the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C, the air introduction pipes 28A, 28B, 28C and the valves 29A, 29B, 29C can be omitted, so that the manufacturing cost is also reduced. This is also advantageous in terms of running costs.
  • the deaeration device 7C at least a part of the chamber 20 is formed in a porous manner instead of disposing the high-pressure loss portions 23A ', 23B', 23C 'at the air inlets 25b, 25Bb, 25Cb.
  • a part of the chamber 20 communicates with the decompression space 25A, 25B, 25C 1 or A plurality of fine holes may be provided so that the air naturally flows into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C.
  • the high-pressure loss part 23 is omitted, and a resistance pipe (a pipe with a fine inner diameter (for example, ⁇ .1 to 0.2mm) is spirally formed as the air introduction pipes 28A, 28B, 28C.
  • the outside air introduction pipe 28A, 28B, 28C itself may be used as a high pressure loss part, and a part of the outside air introduction pipe is constituted by a resistance pipe, thereby making the resistance pipe a high pressure loss part. Can also be used.
  • Such a configuration using a resistance tube can also be applied to the first to third deaerators 2, 7A, 7B (FIGS. 2, 4, and 5) of the present invention.
  • Fig. 7 shows a deaeration device 7D according to a fifth embodiment of the present invention.
  • the deaeration device 7D is obtained by omitting the high-pressure loss parts 23A, 23B, and 23C (see FIG. 2) in the deaeration device 2 in the first embodiment. That is, in the deaeration device 2, the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C monitor the oxygen concentration (oxygen partial pressure) in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, and the oxygen concentration (oxygen content) in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. When the pressure exceeds a certain value, the valves 29A, 29B and 29C are opened and the atmosphere is introduced into the decompression spaces 25A, 25B and 25C through the air introduction pipes 28A, 28B and 28C. Yes.
  • this degassing device 7D when the oxygen concentration (oxygen partial pressure) in the decompression spaces 25A, 25B, 25C increases, the atmosphere is introduced into the decompression spaces 25A, 25B, 25C to reduce the oxygen partial pressure ( To be close to the atmosphere).
  • the high-pressure loss parts 23A, 23B, and 23C are omitted, the manufacturing cost is advantageous.
  • the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C are omitted in the deaerator 7D, and the valves 29A, 29B, and 29C are opened every time or when a certain number of samples are measured, and the pressure is reduced. Air may be intermittently introduced into the spaces 25A, 25B, and 25C.
  • FIG. 8 shows a deaeration device 7E according to a sixth embodiment of the present invention.
  • the deaeration device 7E is different from the deaeration device 2 (see FIG. 2) in the first embodiment in the decompression spaces 25A, 25B,
  • the means for equalizing the oxygen partial pressure at 25C are different. That is, in the deaeration device 7E, the high pressure loss parts 23A, 23B, 23C, the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C, the air inlets 25Ab, 25Bb, 25Cb, and the like that were provided in the previous deaeration device 2 Air introduction pipes 28A, 28B, 28C (see Fig. 2) are omitted.
  • the exhaust pipes 27A, 27B, 27C, 270 and the detection pipe 271 have high gas permeability.
  • Exhaust piping 27A, 27B, 27C, 270 and detection piping 271 are made of the same material as the gas permeable tubes 21A, 21B, 21 C, such as silicon resin or polytetrafluoroethylene. The formed one can be used.
  • the detection pipe 271 preferably has a long pipe and a large surface area.
  • a valve 272 is provided in the middle of the exhaust pipe 270, and the end of the detection pipe 271 is closed by a sealing plug 273. The valve 272 is opened by the control means (not shown) when the deaerator 7E is driven, and is closed while the drive of the deaerator 7E is stopped.
  • the pressure inside the exhaust pipes 27A, 27B, 27C, 270 and the detection pipe 271 is as low as the decompression spaces 25A, 25B, 25C.
  • the gas in the decompression spaces 25 A, 25 B, and 25 C is discharged through the self-tubes 27 A, 27 B, 27 C, 270, and 271.
  • the Norebu 272 force is closed, so that the self-tubes 27A, 27B, 27C, 270, 271 are in the decompression space 25.
  • the atmosphere is gradually introduced through the pipes 27A, 27B, 27C, 270, and 271 until the pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C becomes approximately the same as the atmospheric pressure.
  • the pipes 27A, 27B, 27C, 270, 271 are made of silicon resin, the silicon resin is more permeable to oxygen than nitrogen! ! Since soot gas is introduced, the partial pressure of oxygen in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C when the deaerator 7E is stopped can be made closer to when the deaerator 7E is being driven.
  • the difference in oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C can be reduced when the deaeration device 7E is driven and the drive stop force of the deaeration device 7E is also after a certain period of time. That is, the initial stage of the deaerator 7E and the decompression space 25A, 2 after the deaerator 7E is driven for a certain time
  • the oxygen partial pressure at 5B and 25C can be made substantially the same.
  • the oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C can be prevented from fluctuating until the initial driving force of the deaerator 7E also elapses for a fixed time.
  • exhaust pipes 27A, 27B, 27C, 270 and detection pipe 271 are made of the same material as gas permeable tubes 21A, 21B, 21C, deaerator 7E stops operating. Later, outside air can be introduced into the decompression spaces 25A, 25B, and 25C in a state close to when the deaerator 7E is being driven. That is, the degree of decompression of the decompression spaces 25A, 25B, and 25C is set so that the oxygen partial pressure (oxygen concentration) does not increase greatly between when the deaerator 7E is driven and when it is stopped. It is possible to suppress the concentration of the eluent remaining in the gas permeable tubes 21 A, 21 B, 21 C by reducing the pressure (close to atmospheric pressure).
  • the valve 272 may be closed intermittently while the deaeration device 7E is continuously driven.
  • the NOREC 272 monitors the oxygen concentration (oxygen partial pressure) in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, and when the oxygen concentration (oxygen partial pressure) exceeds a predetermined threshold or for a certain period of time. Every time the valve 272 is closed.
  • the detection pipe 271 does not necessarily need to be closed with the sealing plug 273.
  • a part of the detection pipe 271 may be connected to maintain the airtightness inside the detection pipe 271. .
  • the nozzle 272 provided in the middle of the exhaust pipe 270 is omitted, and the deaerator 7E (the depressurizer pump) is utilized by using the check valve of the depressurizer pump 22.
  • the air tightness inside the exhaust pipe 270 may be ensured when the driving of 22) is stopped.
  • Fig. 9 shows a deaeration device 7F according to a seventh embodiment of the present invention.
  • Deaerator 7F Similar to the deaeration device 7E of the sixth embodiment of the present invention (see FIG. 8), the difference in oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C between the initial driving time and after driving for a certain period of time It is configured so as to reduce the size.
  • the deaeration device 7F includes an exhaust sub-chamber 274 for holding deaeration gas from the exhaust ports 25Aa, 25Ba, 25Ca and the exhaust pipes 2 7A, 27B, 27C, 270, A return pipe 275 for returning the degassed gas in the exhaust sub chamber 2 74 to the decompression spaces 25A, 25B, and 25C, a valve 276 provided in the middle of the return pipe 275, a pipe 277 for opening to the atmosphere, It is equipped with.
  • the valve 276 is brought into a closed state at the time of deaeration while being opened after completion of the deaeration by a control means (not shown).
  • the degassing gas in the exhaust sub-chamber 274 has an oxygen concentration (oxygen partial pressure) similar to that of the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. Therefore, if the degassing gas in the exhaust sub-chamber 274 is returned to the decompression space 25A, 25B, 25C after the completion of the degassing, the decompression space 25A, 25B, 25C between the initial drive and after driving for a certain period of time. The difference in oxygen partial pressure at / J can be reduced.
  • the valve 276 may be intermittently opened while the deaeration device 7F is continuously driven.
  • the nozzle 276 monitors the oxygen concentration (oxygen partial pressure) in the decompression space 25A, 25B, 25C, and when the oxygen concentration (oxygen partial pressure) exceeds a predetermined threshold or for a certain period of time. Every time the valve 276 is closed.
  • an atmosphere release valve is also provided in the atmosphere release pipe 277, or an atmosphere release valve is provided in the atmosphere release port to which the atmosphere release pipe 277 is connected in the exhaust sub chamber 274. May be.
  • This air release valve is controlled to open and close by linking with the on / off of the decompression pump 22, for example. That is, the air release valve While the pressure pump 22 is in an open state when it is driven, it is closed when the pressure pump 22 is not driven. In this configuration, when the decompression pump 22 is not driven, the decompression degree of the decompression spaces 25 A, 25 B, and 25 C is increased only by the gas in the exhaust sub chamber 274, where no air is introduced into the exhaust sub chamber 274. Reduced.
  • the difference in oxygen partial pressure in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C between the initial driving time of the deaeration device 7F and after driving for a fixed time can be further reduced.
  • the air release valve such as a check valve and the high pressure loss part 23A, 23B, 23C, 23, 23A ', 23B', 23C '(Fig. 2, Fig. 4 and Fig. 6) and its variant f row! /
  • the return pipe 275 is further omitted, and the exhaust pipe 27A, 2 7B, 27C, 270 is used to remove the deaerated gas from the exhaust trap 'J chamber 274 into the decompression space 25A, You may comprise so that it may return to 25B and 25C.
  • FIG. 10 shows a deaerator 7G according to an eighth embodiment of the present invention.
  • the degassing device 7G operates the decompression pump 22 based on the measurement results of oxygen concentration (oxygen partial pressure) at the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, 26C installed in the decompression spaces 25A, 25B, 25C. It is configured to control. More specifically, the deaeration device 7G controls the decompression pump 22 by the control unit 278 when the oxygen concentration (oxygen partial pressure) measured by the oxygen concentration measurement sensors 26A, 26B, and 26C exceeds a certain value. It is configured to control and increase the degree of decompression of the decompression spaces 25A, 25B, and 25C.
  • the present invention is not limited to the embodiments described above, and can be variously modified.
  • the present invention is not limited to an HPLC apparatus for measuring glycated hemoglobin concentration in blood, but when a sample other than blood is used, when components other than glycated hemoglobin concentration are measured, or liquid chromatography other than HPLC apparatus is used. Can be applied even to the equipment it can.
  • the deaeration apparatus according to the present invention is not limited to a liquid chromatography apparatus, but is used as a deaeration apparatus used for preventing acidification or microorganisms in the production process of foods and drinking water. You can also.
  • the glycated hemoglobin concentration in the whole blood was continuously measured using the glycated hemoglobin measuring apparatus employing the deaerator 7E (see FIG. 8) according to the sixth embodiment of the present invention.
  • the glycated hemoglobin measuring device a device in which the degassing device in “ADAMS Ale HA-8160” (manufactured by ARKRAY Co., Ltd.) is modified to the degassing device 7E having the configuration shown in FIG. 8 was used.
  • the valve 272 in the middle of the exhaust pipes 27A, 27B, 27C, 270 is omitted.
  • the improved darcohemoglobin measuring device was used to continuously measure glycated hemoglobin with a certain number of specimens and increase the force.
  • exhaust pipe 2 7A, 27B, 27B, 27C, 270 and detection pipe 271 force is also introduced into decompression space 25A, 25B, 25B, and external air is introduced into decompression space 25A, 25B, 25C.
  • the degree of vacuum was kept small.
  • the deaerator 7E was stopped for about 12 hours. As a sample, whole blood collected from a diabetic patient was used. The measurement result of glycated hemoglobin is shown in FIG. 11A.
  • the whole blood was removed in the same manner as in Example 1 except that the nozzle 272 was omitted from the deaerator 7E, but a deaerator provided with an air release valve was used instead of the hermetic stopper 273.
  • the glycated hemoglobin concentration was measured continuously.
  • the air release valve was opened and the decompression spaces 25A, 25B, and 25C were opened to the atmosphere, while the glycated hemoglobin concentration was being measured.
  • the air release valve was closed.
  • the measurement results of glycated hemoglobin are shown in FIG. 11B. As shown in Fig. 11A and Fig.
  • the measured values in Comparative Example 1 decrease as the number of specimens increases, whereas in Example 1, the initial measured values are higher than those in Comparative Example 1. Although it is small, the measured value is stable at a substantially constant value even when the number of samples to be measured is large. From this result, when the decompression space is opened to the atmosphere after continuously operating the deaeration device, the measured value fluctuates without any measures, while in the decompression spaces 25A, 25B, and 25C. If the concentration of dissolved oxygen in the eluent is made uniform by suppressing fluctuations in oxygen concentration (oxygen partial pressure) and stabilizing the degree of deaeration of the eluent in the deaerator, the deaerator is connected. Even in the case of continuous driving, it can be said that measurement accuracy can be improved by suppressing fluctuations in measured values.

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Abstract

　本発明は、液体流通空間と、減圧空間２５Ａ，２５Ｂ，２５Ｃと、これらの空間の間を仕切るガス透過膜２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃと、減圧空間２５Ａ，２５Ｂ，２５Ｃの気体を外部に排出させるためのポンプ２２と、を備えた脱気装置２およびこの脱気装置２を備えた液体クロマトグラフィ装置に関する。脱気装置２は、減圧空間２５Ａ，２５Ｂ，２５Ｃにおける特定ガスの分圧の変動を抑制するためのガス分圧変動抑制手段２３Ａ，２３Ｂ，２３Ｃ，２５Ａｂ，２５Ｂｂ，２５Ｃｂ，２９Ａ，２９Ｂ，２９Ｃをさらに備えている。  

Description

明 細 書
脱気装置およびそれを備えた液体クロマトグラフィ装置
技術分野
[0001] 本発明は、液体流通空間と減圧空間との間をガス透過膜によって仕切り、減圧空 間の気体をポンプにより外部に排出させて液体流通空間の液体を脱気するように構 成された脱気装置、およびそれを備えた液体クロマトグラフィ装置に関する。
背景技術
[0002] 血液などの生体試料を用いて生体成分を分離分析する場合には、高速液体クロマ トグラフィ (HPLC)を利用した高速液体クロマトグラフィ装置 (HPLC装置）が広く用 いられている（たとえば特許文献 1参照)。一般的な HPLC装置は、図 12に示したよう に、試料調製ユニット 90にお 、て生体成分を含んだ試料を調製した後にその試料を 分析カラム 91に導入させ、生体成分を分析カラム 91の充填剤に吸着させるように構 成されている。その一方で、充填剤に吸着させた生体成分は、送液ポンプ 92によつ て溶離液ボトル 93から分析カラム 91に溶離液を供給することによって脱離させられる 。分析カラム 91からの脱離液は、測光機構 94に導入され、この測光機構 94におい て脱着液の吸光度を連続的に測定することにより、生体成分の分析が行なわれる。
[0003] 一方、 HPLC装置 9では、生体成分の分析を安定して行なうために、送液ポンプ 92 の上流に脱気装置 95を設置している（たとえば特許文献 2参照)。脱気装置 95は、 溶離液中に存在する酸素等の気体を除去するためのものである。 HPLC装置 9に脱 気装置 95を設けることにより、溶離液に溶存する気体が気泡となることが抑制され、 送液ポンプ 92の流量が不安定になるのを防止することができるため、 HPLC装置 9 における生体成分の分析を安定して行なうことができるようになる。
[0004] 図 13に示したように、脱気装置 95としては、減圧空間 96に配置したガス透過性チ ユーブ 97に溶離液を流通させるとともに、ポンプ 98によって減圧空間 96を減圧する ことで、溶離液中の溶存気体を吸引除去するように構成されたものがある（たとえば 特許文献 3参照)。すなわち、溶離液中の溶存気体は、ガス透過性チューブ 97の内 部を溶離液が流通する際にガス透過性チューブ 97の外部 (減圧空間 96)へ移動さ せられることにより除去される。
[0005] このような構成を有する脱気装置 95は、図 12に示したような HPLC装置 9に限らず
、食品や飲料水などの製造過程における酸ィ匕防止あるいは微生物の繁殖防止のた めにも利用されている。
[0006] 特許文献 1 :特開平 7— 120447号公報
特許文献 2：特開 2001— 133445号公報
特許文献 3：特開 2000— 275229号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] しかしながら、脱気装置 95では、連続的に溶離液の脱気を行なった場合、溶離液 力 脱気したガスの影響により、減圧空間 96における脱気ガス成分の分圧が徐々に 高くなる。とくに、ガス透過性チューブ 97としてシリコン樹脂製のものを使用する場合 には、シリコン樹脂が窒素よりも酸素を透過しやすい性質を有してレ、るために、減圧 空間 96での酸素分圧が上昇しやすくなる。そして、減圧空間 96での脱気ガスの分圧 が大きくなつた場合には、ガス透過性チューブ 97内の溶離液力も減圧空間 96へ移 動させることができるガスの量が小さくなる。そのため、脱気装置 95では、連続的に 溶離液の脱気を行なった場合には、脱気ガスの分圧の上昇とともに脱気性能が低下 し、脱気装置 95を利用する所期の目的を十分に達成することができなくなる。
[0008] また、脱気装置 95の装置停止時にぉレ、ては、ガス透過性チューブ 97での溶離液 の濃縮を懸念して、減圧空間 96を大気開放することが行なわれている。その場合に は、脱気装置 95の駆動初期においては、ガス分圧が大気と同様なものとなる力 上 述のように減圧空間 96での脱気ガス成分の分圧は、連続的に行なわれる溶離液の 脱気により高くなる。そのため、脱気装置 95の駆動初期と、脱気装置 95を一定時間 駆動した後においては、溶離液中に含まれるガス成分の溶存量 (たとえば溶存酸素 量)が異なったものとなる。その結果、脱気装置 95の駆動初期に分析される試料と、 脱気装置 95を一定時間駆動した後に分析される試料とでは、測定値に乖離が生じ、 測定精度が悪化することがある。
[0009] たとえば、血液試料中のグリコヘモグロビン濃度を測定する HPLC装置 9では、ダリ 訂正された用紙 則 91) コヘモグロビンがヘモグロビン総量におけるグリコヘモグロビンの割合として把握され る力 ヘモグロビンはォキシヘモグロビンとデォキシヘモグロビンとからなるために測 定精度が悪化することが懸念される。すなわち、溶離液中の溶存酸素量が脱気装置 95の性能により変動した場合には、ヘモグロビン中のォキシヘモグロビンとデォキシ ヘモグロビンとの比率が変動する。その一方で、 HPLC装置 9では、分析カラム 91に 対しては、血液試料を希釈して酸素が比較的多!ヽ状態の試料を導入することから、 測光機構 92においては、ォキシヘモグロビンの最大吸収波長である 415nmを測定 波長として使用している。そのため、ォキシヘモグロビンとデォキシヘモグロビンとの 比率が変動した場合には、ォキシヘモグロビンの最大吸収波長によってグリコへモグ ロビンの濃度を正確に測定するのが困難となる。
課題を解決するための手段
[0010] 本発明は、脱気装置を連続的に使用した場合に、脱気装置の脱気性能の低下が もたらす悪影響、たとえば液体クロマトグラフィ装置における測定精度の悪ィ匕を適切 に抑制することを課題として 、る。
[0011] 本発明の第 1の側面においては、液体流通空間と、減圧空間と、これらの空間の間 を仕切るガス透過膜と、上記減圧空間の気体を外部に排出させるためのポンプと、を 備えた脱気装置であって、上記減圧空間における特定ガスの分圧の変動を抑制す るためのガス分圧変動抑制手段をさらに備えている、脱気装置が提供される。
[0012] 本発明の第 2の側面においては、充填剤を保持したカラムと、上記カラムに供給す るための溶離液を保持した 1または複数の溶離液保持部と、上記溶離液保持部から 上記カラムに溶離液を供給するまでの間に溶離液を脱気するための脱気装置と、を 備えた液体クロマトグラフィ装置であって、脱気装置は、上記減圧空間における特定 ガスの分圧の変動を抑制するためのガス分圧変動抑制手段をさらに備えている、液 体クロマトグラフィ装置が提供される。
[0013] 本発明の液体クロマトグラフィ装置は、たとえば血液試料中のグリコヘモグロビンを 測定するように構成される。
[0014] 好ましくは、ガス分圧変動抑制手段は、減圧空間における酸素分圧の変動を抑制 するための酸素分圧変動抑制手段である。 [0015] 酸素分圧変動抑制手段は、たとえば脱気時において、減圧空間に対して脱気装置 の外部の気体を導入するように構成されて ヽる。この場合の酸素分圧変動抑制手段 は、たとえば減圧空間に導入する気体の移動抵抗を高めるための高圧損部を有する ものとされる。酸素分圧変動抑制手段は、たとえば減圧空間と脱気装置の外部との 間を連通する外気導入口と、外気導入口に接続された外気導入用配管と、をさら有 するものとされる。この場合、高圧損部は、たとえば外気導入用配管の途中または端 部に設けられる。高圧損部は、外気導入用配管を省略し、外気導入口に設けてもよ い。高圧損部は、たとえば多孔質フィルタを含んだものとされる。また、外気導入用配 管として抵抗管（内径が微細な配管（たとえば ΦΟ. 1〜0. 2mm)をスパイラル状にし たもの)を採用し、外気導入用配管自体を高圧損部としてもよぐまた、外気導入用配 管の一部を抵抗管により構成することで抵抗管により高圧損部の機能を担保させても よい。
[0016] 酸素分圧変動抑制手段は、減圧空間の酸素分圧をモニタリングするための酸素分 圧検出部と、外気導入用配管の途中に設けられたバルブと、を有しており、かつ酸素 分圧検知部でのモニタリング結果に基づいて、バルブの開閉状態を制御するように 構成することちできる。
[0017] 本発明の脱気装置は、たとえば減圧空間と脱気装置の外部との間を連通する排気 口と、この排気口を介して減圧空間の内部の気体を排出するためのものであり、かつ 排気口とポンプの間の部分がガス透過性の高いものとされた排気用配管と、を有す るものとされる。この場合の酸素分圧変動抑制手段は、たとえば排気用配管における ガス透過性の高い部分を含んでいる。排気用配管は、ガス透過膜と同一または略同 一の材料により形成するのが好ましぐガス透過膜をチューブ状に形成する場合には 、ガス透過膜および排気用配管として同様な材料で形成されたチューブを用いること ができる。
[0018] 本発明の脱気装置は、たとえば排気用配管力 分岐して設けられた分岐配管をさ らに備えたものとされる。分岐配管は、ガス透過性の高いものとするとともに、途中ま たは端部において閉塞しておくのが好ましい。この分岐配管は、配管長を長くし、そ の表面積をできるだけ大きく確保するのが好ま 、。 [0019] 排気用配管や分岐配管がガス透過性の高いものとされた酸素分圧変動抑制手段 においては、たとえば排気用配管の途中にバルブを設け、脱気時においてノ レブを 開放した状態とする一方で、脱気終了後にバルブを閉じるように構成される。
[0020] 本発明の脱気装置は、減圧空間と脱気装置の外部との間を連通する排気口と、減 圧空間から排気された気体を保持するための排気副室と、排気口と排気副室との間 を繋ぐ排気用配管と、を有するものとすることもできる。この場合の酸素分圧変動抑制 手段は、たとえば脱気終了後に、排気副室の気体を減圧空間に戻すように構成され る。酸素分圧変動抑制手段は、たとえば排気副室の気体を減圧空間に戻すためのリ ターン用配管と、リターン用配管の途中に設けられたノ レブと、を備えたものとされ、 脱気時においてバルブを閉じた状態とする一方で、脱気終了後に上記バルブを開 放して排気副室の気体を減圧空間に戻すように構成される。
[0021] 酸素分圧変動抑制手段はまた、ポンプが稼動しているときには一定の条件を満た した場合のみ減圧空間を大気開放する一方で、ポンプが稼動していないときには減 圧空間を大気開放するように構成することもできる。この場合の酸素分圧変動抑制手 段は、たとえば一定時間ごと、あるいは減圧空間における酸素ガスの分圧が一定値 以上となったときに減圧空間を大気開放するように構成される。
[0022] 酸素分圧変動抑制手段はさらに、減圧空間における酸素ガスの分圧が一定値以 上となったときに減圧空間の減圧度を高めるように構成してもよ 、。
図面の簡単な説明
[0023] [図 1]本発明の第 1の実施の形態に係る HPLC装置の概略構成図である。
[図 2]図 1に示した HPLC装置における脱気装置を説明するための一部を模式的に 示した断面図である。
[図 3]図 1に示した HPLC装置における測光ユニットを説明するための断面図である。
[図 4]本発明の第 2の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 5]本発明の第 3の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 6]本発明の第 4の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 7]本発明の第 5の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 8]本発明の第 6の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 9]本発明の第 7の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 10]本発明の第 8の実施の形態に係る脱気装置を説明するための図 2に相当する 断面図である。
[図 11]実施例 1および比較例 2におけるダルコアルブミン濃度の測定結果を示すダラ フである。
[図 12]従来の HPLC装置 (高速液体クロマトグラフィ装置)の一例を示す概略構成図 である。
[図 13]図 12に示した HPLC装置における脱気装置を説明するための一部を模式的 に示した断面図である。
符号の説明
X HPLC装置 (液体クロマトグラフィ装置）
10, 11, 12 溶離液ボトル (溶離液保持部）
14 血液試料
2, 7A, 7B, 7C, 7D, 7E, 7F, 7G 脱気装置
21A, 21B, 21C ガス透過性チューブ (ガス透過膜）
22 減圧用ポンプ
23, 23A, 23B, 23C, 23A' , 23B' , 23C' 高圧損部
23b (高圧損部の）フィルタ
25A, 25B, 25C 減圧空間
25Aa, 25Ba, 25Ca 排気口
25Ab, 25Bb, 25Cb 大気導入口（外気導入口）
26A, 26B, 26C 酸素濃度測定センサ（酸素分圧測定部に相当） 27A, 27B, 27C, 270 排気用配管
271 検出用配管 (分岐配管）
274 排気副室
275 リターン用配管
276 ノ レブ
28A, 28B, 28C 大気導入用配管
29A, 29B, 29C ノ レブ
40 分析カラム
発明を実施するための最良の形態
[0025] 以下においては、本発明について、第 1ないし第 8の実施の形態として、図面を参 照して説明する。
[0026] まず、本発明の第 1の実施の形態について、図 1ないし図 3を参照して説明する。
[0027] 図 1に示した HPLC装置 Xは、全血を用いてグリコヘモグロビン濃度を測定するよう に構成されたものであり、複数の溶離液ボトル 10, 11, 12 (図面上は 3つ）、脱気装 置 2、試料調製ユニット 3、分析ユニット 4、および測光ユニット 5を備えている。
[0028] 各溶離液ボトル 10, 11, 12は、後述する分析カラム 40に供給すべき溶離液を保 持したものである。溶離液としては、たとえば pHや塩濃度の異なるノ ッファが使用さ れる。
[0029] 脱気装置 2は、分析ユニット 4 (分析カラム 40)に溶離液を供給する前に、溶離液か ら溶存気体を除去するためのものであり、配管 60A, 60B, 60Cを介して溶離液ボト ノレ 10, 11, 12【こ、酉己管 61A, 61B, 61Cを介して分析ユニット 4のマユホーノレド 41【こ 連結されている。図 2に示したように、脱気装置 2は、チャンバ 20、複数のガス透過性 チューブ 21A, 21B, 21C (図面上は 3つ）、減圧用ポンプ 22、複数の高圧損部 23A , 23B, 23C (図面上は 3つ）、および圧力検知部 24を有している。
[0030] チャンバ 20は、複数の減圧空間 25A, 25B, 25C (図面上は 3つ）を規定するととも に、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cを収容するためのものである。
[0031] 減圧空間 25A, 25B, 25Cには、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cが配置さ れているとともに、 気口 25Aa, 25Ba, 25Caおよび大気導人口 25Ab, 25Bb, 25 Cbが設けられている。
[0032] 酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cは、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸 素濃度測定するためのものである。この酸素濃度測定センサ 26 A, 26B, 26Cにお いて減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素濃度を測定することにより、減圧空間 25A, 2 5B, 25Cにおける酸素分圧を把握することができるようになる。酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cとしては、公知の種々のものを使用することができる。
[0033] 排気口 25Aa, 25Ba, 25Caは、減圧空間 25A, 25B, 25Cの気体を外部に排出 するためのものであり、排気用配管 27A, 27B, 27C, 270を介して減圧用ポンプ 22 に接続されている。
[0034] 大気導入口 25Ab, 25Bb, 25Cbは、減圧空間 25A, 25B, 25Cに大気を導入す るためのものであり、大気導入用配管 28A, 28B, 28Cが接続されている。大気導入 用酉己管 28A, 28B, 28Cの途中には、ノ ノレブ 29A, 29B, 29C力 ^設けられている。 バルブ 29A, 29B, 29Cは、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して大気を導入する状 態と導入しない状態とを選択するためのものであり、図外の制御手段により開閉が制 御されるちのである。
[0035] 複数の高圧損部 23A, 23B, 23Cは、大気圧と減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力 との差を吸収するためのものである。すなわち、高圧損部 23A, 23B, 23Cは、バル ブ 29A, 29B, 29Cを開放したときに、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して大気が急 速に導入されるのを抑制し、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して徐々に大気を導入 して減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力を徐々に高めるための役割を果すものである 。これらの高圧損部 23A, 23B, 23Cは、密閉ホルダ 23Aa, 23Ba, 23Caの内部に フィルタ 23Ab, 23Bb, 23Cbを収容した構成を有している。
[0036] 密閉ホルダ 23Aa, 23Ba, 23Caは、中空状に形成されたものであり、その内部が 大気および大気導入用配管 28A, 28B, 28Cと連通している。フィルタ 23Ab, 23B b, 23Cbは、減圧空間 25A, 25B, 25Cに大気を導入するときに流体に対して抵抗 を与えるためのものである。このフィルタ 23Ab, 23Bb, 23Cbは、たとえばポア径が 1 0〜150 /ζ πιの多孔質体により構成されている。この場合の多孔質体としては、目的 とする流体抵抗を付与できる限りにおいては、公知の種々のものを使用することがで ききる。
[0037] 圧力検知部 24は、減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力（減圧度）をモニタリングする ためのものであり、排気用配管 270の途中から分岐した検知用配管 271を介して、排 気用配管 270、ひいては減圧空間 25A, 25B, 25Cに連通させられている。
[0038] ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cは、内部において溶離液を流通させるもので あるとともに、溶離液中の溶存気体を透過させるものであり、シリコン榭脂あるいはポリ テトラフルォロエチレンなどの公知のガス透過膜により中空に形成されている。このガ ス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cは、スパイラル状とされることにより、減圧空間 25 A, 25B, 25C内での流路長が大きく確保されており、減圧空間 25A, 25B, 25Cに おける気体との接触面積を大きく確保しつつ、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける 溶離液の滞留時間を大きく確保できるように構成されて 、る。
[0039] 減圧用ポンプ 22は、排気用配管 27A, 27B, 27C, 270を介して減圧空間 25A, 25B, 25Cの気体を排出し、減圧空間 25A, 25B, 25Cを減圧するためのものであ る。この減圧用ポンプ 22は、図外の制御手段によってオン'オフが制御されている。 この制御手段は、たとえ脱気装置 2の駆動'非駆動の別により減圧用ポンプ 22のオン •オフを制御し、また脱気装置 2の駆動時においても、圧力検知部 24により減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力（減圧度）が所定値の範囲力も逸脱したときに、減圧用ボン プ 22のオフ'オフを制御する。
[0040] 図 1に示したように、試料調製ユニット 3は、採血管 13から採取した血球成分から、 分析カラム 40に導入する試料を調製するためのものである。この試料調製ユニット 3 は、サンプリングノズル 30、調製液タンク 31および希釈槽 32を有している。
[0041] サンプリングノズル 30は、採血管 13の血液試料 14をはじめとする各種の液体を採 取するためのものであり、液体の吸引'吐出が可能であるとともに、上下方向および 水平方向に移動可能とされている。このサンプリングノズル 30の動作は、図外の制御 手段によって制御されている。
[0042] 調製液タンク 31は、血液試料 14をもとに、分析カラム 40に導入する導入用試料を 調製するための調製液を保持したものである。この調製液タンク 31には、調製液とし て、赤血球の溶血させるための溶血液、溶血液を希釈するための希釈液などが保持 されている。
[0043] 希釈槽 32は、血液試料 14中の赤血球を溶血させ、かつ溶血液を希釈して導入用 試料を調製する場を提供するためのものである。この希釈槽 32は、後述する分析ュ ニット 4におけるインジェクションバルブ 43に配管 62を介して接続されており、希釈槽 32において調製された導入用試料力 Sインジェクションバルブ 43を介して分析カラム 4 0に導入できるように構成されている。
[0044] 分析ユニット 4は、分析カラム 40の充填剤に対する生体成分の吸着'脱着をコント口 ールし、各種の生体成分を測光ユニット 5に供するためのものであり、図外の温調機 構により温度コントロールされている。分析ユニット 4における設定温度は、たとえば 4 0°C程度とされる。分析カラム 40は、試料中のヘモグロビンを選択的に吸着させるた めの充填剤を保持させたものである。充填剤としては、たとえばメタクリル酸エステル 共重合体が使用される。
[0045] 分析ユニット 4は、分析カラム 40の他に、マ-ホールド 41、送液ポンプ 42、およびィ ンジェクシヨンバルブ 43を有して!/、る。
[0046] マ-ホールド 41は、複数の溶離液ボトル 10, 11, 12のうちの特定の溶離液ボトル 1 0, 11, 12から、インジェクションバルブ 43に選択的に溶離液を供給させるためのも のである。このマ-ホールド 41は、配管 61A, 61B, 61Cを介して脱気装置 2の減圧 空間 25A, 25B, 25C (ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21C)に接続され、配管 63 を介してインジェクションバルブ 43に接続されている。
[0047] 送液ポンプ 42は、溶離液をインジェクションバルブ 43に移動させるための動力を付 与するためのものであり、配管 63の途中に設けられている。送液ポンプ 42は、たとえ ば溶離液の流量が 1. 0〜2. OmlZminとなるように動作させられる。
[0048] インジェクションバルブ 43は、一定量の導入用試料を採取するとともに、その導入 用試料を分析カラム 40に導入可能とするものであり、複数の導入ポートおよび排出 ポート（図示略）を備えている。このインジェクションバルブ 43には、インジェクションル ープ 44が接続されている。このインジェクションループ 44は、一定量（たとえば数 /z L )の液体を保持可能なものであり、インジェクションバルブ 43を適宜切り替えることに より、インジェクションループ 44が希釈槽 32と連通して希釈槽 32からインジェクション ループ 44に導入用試料が供給される状態、インジェクションループ 44が配管 64を介 して分析カラム 40と連通してインジェクションループ 44から導入用試料が分析カラム 40に導入される状態、あるいはインジェクションループ 44に図外の洗浄槽カも洗浄 液が供給される状態を選択することができる。このようなインジェクションバルブ 43とし ては、たとえば六方ノ レブを使用することができる。
[0049] 図 3に示したように、測光ユニット 5は、分析カラム 40からの脱着液に含まれるへモ グロビンを光学的に検出するためのものであり、測光セル 50、光源 51、ビームスプリ ッタ 52、測定用受光系 53および参照用受光系 54を有している。
[0050] 測光セル 50は、測光エリアを規定するためのものである。この測光セル 50は、導入 流路 50A、測光流路 50Bおよび排出流路 50Cを有しており、これらの流路 50A, 50 B, 50Cがー連に連通している。導入流路 50Aは、分析カラム 40 (図 2参照）からの 脱離液を測光流路 50Bに導入するためのものであり、分析カラム 40に配管 65を介し て接続されている。測光流路 50Bは、測光対象となる脱離液を流通させ、かつ脱離 液を測光するための場を提供するものであり、直線状に形成されている。この測光流 路 50Bは、両端が開放しているとともに、両端部が透明カバー 55により塞がれている 。排出流路 50Cは、測光流路 50Bの脱離液を排出するためのものであり、配管 66を 介して廃液槽 15に接続されている（図 2参照)。
[0051] 光源 51は、測光流路 50Bを流通する脱離液に光を照射するためのものである。こ の光源 51は、光軸 Lが測光流路 50Bの中心を通過するように、測光流路 50Bの端面 50Ba (透明カバー 55)に対面した状態で配置されている。光源 51としては、ォキシ ヘモグロビンの最大吸収波長である 415nmおよび参照波長である 500nmの光を含 んだ波長範囲の光を出射可能なもの、たとえばハロゲンランプが使用されている。も ちろん、光源 51としては、ハロゲンランプ以外のもの、たとえば 1または複数の LED 素子を備えたものを使用することもできる。
[0052] ビームスプリッタ 52は、光源 51から出射された光のうち、測光流路 50Bを透過した 光を分割して測定用受光系 53および参照用受光系 54に入射させるためのものであ り、光軸 L上において、 45度傾斜した状態で配置されている。ビームスプリッタ 52とし ては、ハーフミラーなどの公知の種々のものを使用することができる。 [0053] 測定用受光系 53は、ビームスプリッタ 52を透過した光のうち、ォキシヘモグロビン の最大吸収波長である 415nmの光を選択的に受光するものであり、光軸 L上に配置 されている。この測定用受光系 53は、 415nmの光を選択的に透過させる干渉フィル タ 53Aと、干渉フィルタ 53Aを透過した光を受光するための受光素子 53Bと、を備え ている。受光素子 53Bとしては、フォトダイオードを使用することができる。
[0054] 参照用受光系 54は、ビームスプリッタ 52において反射して光路が変えられた光のう ち、参照波長である 500nmの光を選択的に受光するものである。この測定用受光系 74は、 500nmの光を選択的に透過させる干渉フィルタ 54Aと、干渉フィルタ 54Aを 透過した光を受光するための受光素子 54Bと、を備えている。受光素子 54Bとしては 、フォトダイオードを使用することができる。
[0055] 次に、 HPLC装置 Xの動作について説明する。
[0056] HPLC装置 Xにおいては、測定開始の指示が確認された場合には、採血管 13から 血液試料 14を採取する。測定開始の指示は、使用者が HPLC装置 Xの所定の操作 ボタン（図示略)を操作することにより行なわれる。一方、採血管 13からの血液試料 1 4の採取は、サンプリングノズル 30を動作させることにより行なわれる。
[0057] サンプリングノズル 30によって採取された血液試料 14は、サンプリングノズル 30を 動作させることによって希釈槽 32に供給される。希釈槽 32にはさらに、調製液タンク 31から溶血剤および希釈液が順次供給され、サンプリングノズル 30を利用したピぺ ッティング操作によって希釈槽 32内の液体を混合することによって導入用試料が調 製される。
[0058] HPLC装置 Xにおいてはさらに、測定開始の指示が確認された場合には、インジェ クシヨンバルブ 43に対して溶離液が供給される。溶離液は、送液ポンプ 42の動力に より、溶離液ボトル 10, 11, 12から脱気装置 2、マ-ホールド 41を介してインジェクシ ヨンバルブ 43に供給され、また複数の溶離液ボトル 10, 11, 12のうちのいずれの溶 離液ボトル 10, 11, 12の溶離液を供給するかは、マ-ホールド 41を制御することに よって選択される。
[0059] 脱気装置 2では、減圧空間 25A, 25B, 25Cの内部においてガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cを流通した後に、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cから排出さ れる。このとき、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cがガス透過性の高い材質によ り形成されているとともに、減圧空間 25A, 25B, 25Cが減圧用ポンプ 22によって減 圧されているため、溶離液がガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cを流通する間に、 溶離液からは溶存酸素を含めた溶存ガスが除去される。
[0060] 脱気装置 2ではさらに、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cによって減圧空間 2 5A, 25B, 25Cにおける酸素濃度がモニタリングされる。酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cによる酸素濃度のモニタリングは、連続的に行なってもよいし、間欠的に 行なってもよい。間欠的に酸素濃度をモニタリングする場合には、酸素濃度を測定す るタイミングは、たとえば予め設定された一定時間ごとに、あるいは一定数の血液試 料の測定が終了する毎とされる。
[0061] この酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cにおけるモニタリング結果は、図外の制 御手段に出力され、その制御手段によって各々のノ レブ 29A, 29B, 29Cごとに個 別に開閉が行なわれる。
[0062] より具体的には、制御手段は、たとえば酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cによ る酸素濃度の測定結果が、予め定めた第 1の閾値 (たとえば酸素濃度として 40%体 積程度に相当）よりも大きくなつた場合に、第 1の閾値を越えた減圧空間 25A, 25B, 25Cに対応するバルブ 29A, 29B, 29Cを開放する。これにより、減圧空間 25A, 2 5B, 25Cには、大気導入用配管 28A, 28B, 28Cおよび大気導入口 25b, 25Bb, 25Cbを介して大気が導入される。このとき、大気導入用配管 28A, 28B, 28の途中 に高圧損部 23A, 23B, 23Cが設けられているために、減圧空間 25A, 25B, 25C には徐々に大気が導入され、減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力が徐々に高められる 。その結果、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧は、大気の導入によって 徐々に低下させられる。
[0063] その一方で、制御手段は、酸素濃度が予め定めた第 2の閾値 (たとえば酸素濃度と して 20体積％程度に相当）よりも小さくなつた場合に、バルブ 29A, 29B, 29Cを閉 じるようにする。このようなバルブ 29A, 29B, 29Cの閉鎖は、酸素濃度測定センサ 2 6A, 26B, 26Cによる酸素濃度の測定結果によらず、バルブ 29A, 29B, 29Cを開 放してから一定時間経過後に一律に行なうようにしてもよ!、。 [0064] このようにしてバルブ 29A, 29B, 29Cの開閉を制御した場合には、減圧空間 25A , 25B, 25Cにおける酸素分圧を一定の範囲、たとえば第 2の閾値と第 1の閾値の間 に維持することができる。そのため、減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素分圧は、第 1 の閾値を大きく超えるほど、不当に酸素分圧が大きくなることもない。その結果、脱気 装置 2では、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21C内の溶離液力も減圧空間 25A, 25B, 25Cへ移動させることができる酸素などのガスの量が小さくなることを抑制でき る。そのため、脱気装置 2では、連続的に溶離液の脱気を行なった場合であっても、 酸素などの脱気ガスの分圧が上昇して脱気性能が低下することを抑制することがで きる。また、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧を一定の範囲に維持できる ようになれば、溶離液の脱気の程度のバラツキ (溶存酸素量のバラツキ）力生じること を抑制し、溶離液中の溶存酸素濃度などの溶存ガス組成を均一化することができる ようになる。
[0065] とくに、高圧損部 23A, 23B, 23Cを設けて減圧空間 25A, 25B, 25Cに徐々に大 気を導入するようにすれば、より確実かつ簡易に、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおけ る酸素分圧を一定範囲に維持することができるようになる。高圧損部 23A, 23B, 23 Cを設けた場合にはさらに、酸素分圧の制御目標値である第 1の閾値と第 2の閾値と の差を小さくして、酸素分圧の変動をより小さな範囲に収めることができるようになる。
[0066] 減圧空間 25A, 25B, 25C (ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21C)から排出され た溶離液は、配管 61A, 61B, 61Cを介してマ-ホールド 41に供給された後、配管 6 4を介してインジェクションバルブ 43に導入される。
[0067] インジェクションバルブ 43に供給された溶離液は、配管 65を介して分析カラム 40に 供給される。その一方で、インジェクションバルブ 43の切替操作を行うことにより、イン ジェクシヨンループ 44の導入用試料が溶離液とともに分析カラム 40に導入される。導 入用試料の導入開始力も一定時間経過した場合には、インジェクションノ レブ 43の 切替操作を行うことにより、分析カラム 40に対して引き続き溶離液を供給するとともに 、インジェクションループ 44の洗浄を行なう。一方、インジェクションループ 44の洗浄 と同時的に、先に説明したのと同様にして、先とは異なる採血管 13の血液試料 14か ら導入用試料を調製し、インジェクションループ 44の洗浄後においては、再び導入 用試料をインジェクションループ 44に導入する。このような導入用試料の調製、導入 、洗浄は、インジェクションバルブ 43を適宜切り替えつつ、測定対象となる採血管 13 (血液試料 14)の数に応じて繰り返し行なわれる。
[0068] 一方、分析カラム 40においては、導入用試料が導入されることにより、充填剤にダリ コヘモグロビンが吸着する。充填剤にグリコヘモグロビンを吸着させた後においては 、マ-ホールド 41によって、分析カラム 40に供給する溶離液の種類を適宜切り替え 、充填剤に吸着したグリコヘモグロビンを脱着させる。
[0069] 上述のように、脱気装置 2を透過した溶離液は、溶存酸素濃度が均一化されるため に、分析カラム 40に供給される溶離液もまた溶存酸素濃度が均一化されている。そ の結果、充填剤カゝらヘモグロビンを脱離させて溶離液とともに分析カラム 40から排出 させた場合には、脱離液におけるヘモグロビン中のォキシヘモグロビンとデォキシへ モグロビンの比率は均一化される。また、複数の血液試料 14について、グリコへモグ ロビンの測定を行なう場合であっても、脱離液におけるヘモグロビン中のォキシへモ グロビンとデォキシヘモグロビンの比率は、異なる血液試料の相互にお!、て均一化さ れる。
[0070] 分析カラム 40から排出されるグリコヘモグロビンを含む脱着液は、配管 66を介して 測光ユニット 5の測光セル 50に供給される。測光セル 50に対しては、配管 66および 導入流路 50Aを介して脱着液が導入され、この脱着液は測光流路 50Bおよび排出 流路 50Cを通過した後に、配管 66を介して廃液槽 15に導かれる。
[0071] 測光ユニット 5においては、脱離液が測光流路 50Bを通過する際に、光源 51によつ て脱離液に対して連続的に光が照射される。その一方で、測光流路 50Bを透過した 光は、ビームスプリッタ 52において分割された後、測定用受光系 53および参照用受 光系 54において受光される。測定用受光系 53では、干渉フィルタ 53Aを透過したォ キシヘモグロビンの最大吸収波長である 415nmの光が受光素子 53Bにおいて選択 的に受光される。一方、参照用受光系 54では、干渉フィルタ 54Aを透過した参照波 長である 500nmの光が受光素子 54Bにおいて選択的に受光される。
[0072] 受光素子 53B, 54Bでの受光結果は、図外の演算回路に出力され、この演算回路 にお ヽてヘモグロビンのクロマトグラム、グリコヘモグロビンの濃度（ヘモグロビン総量 におけるグリコヘモグロビンの割合）が演算される。演算回路での演算結果は、図外 の表示パネルに表示され、また自動的ある 、は使用者のボタン操作によってプリント ゥ卜される。
[0073] HPLC装置 Xでは、 1回の測定における脱離液のォキシヘモグロビンとデォキシへ モグロビンの比率が均一化されて 、るため、測定中に溶存酸素量が変動することに 起因する測定結果の不正確さを低減することができるようになる。また、連続的に行 なわれる複数の血液試料の測定においても、各回の測定毎に、脱離液のォキシへモ グロビンとデォキシヘモグロビンの比率が均一化されるため、複数回行なわれる測定 相互において、測定結果にバラツキが生じることを抑制することが可能となる。
[0074] さらに、脱気装置 2の駆動を停止させたときに減圧空間 25A, 25B, 25Cを大気開 放する場合であっても、装置停止前の減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素分圧が一 定の範囲に維持されており、その範囲が大気中における酸素分圧とさほど乖離がな いため、再び脱気装置 2を駆動させたときの酸素分圧が、脱気装置 2を連続的に駆 動しているときの酸素分圧と大きく乖離することもない。そのため、脱気装置 2の駆動 初期段階と、脱気装置 2を一定時間駆動した後において、溶離液中に含まれるガス 成分の溶存量 (たとえば溶存酸素量)の差を小さくすることが可能となる。その結果、 脱気装置 2の駆動初期段階に分析される血液試料 14と、脱気装置 2を一定時間駆 動した後に分析される血液試料 14との間での測定誤差を小さくし、測定精度を向上 させることが可會となる。
[0075] なお、脱気装置 2は、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cを省略し、一定時間ご と、あるいは一定数の検体の測定が終了するごとにバルブ 29A, 29B, 29Cを開放 し、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して間欠的に大気を導入するように構成してもよ い。
[0076] 次に、本発明の第 2ないし第 8の実施の形態に係る脱気装置について、図 4ないし 図 10を参照しつつ説明する。以下において参照する図面においては、本発明の第 1 の実施に形態における脱気装置 2と同様な部材および要素については同一の符号 を付してあり、重複説明は省略する。
[0077] 図 4には、本発明の第 2の実施の形態に係る脱気装置 7Aを示した。脱気装置 7A は、第 1の実施の形態における脱気装置 2における酸素濃度測定センサ 26A, 26B , 26Cおよびバルブ 29A, 29B, 29C (図 2参照）を省略したものである。
[0078] この脱気装置 7Aでは、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して、高圧損部 23A, 23B , 23Cおよび大気導入用配管 28A, 28B, 28Cを介して、大気が徐々に自然流入さ せられる。そのため、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対しては、常時、大気が導入され るために、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧が高くなることを抑制するこ とができる。また、脱気装置 7Aでは、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cおよび バルブ 29A, 29B, 29Cが必要なぐまたバルブ 29A, 29B, 29C (図 2参照）の制御 が必要なくなるため、製造コスト的にもランニングコスト的にも有利なものとなる。
[0079] 図 5には、本発明の第 3の実施の形態に係る脱気装置 7Bを示した。脱気装置 7Bは 、第 2の実施の形態における脱気装置 7A (図 4参照）において、 1つの高圧損部 23 により、減圧空間 25A, 25B, 25Cに導入させる大気に流入抵抗を付与するように構 成されたものである。
[0080] この脱気装置 7Bでは、高圧損部 23が 1つでよいため、製造コスト的にさらに有利な ものとなる。
[0081] 図 6には、本発明の第 4の実施の形態に係る脱気装置 7Cを示した。脱気装置 7C は、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける大気導人口 25Ab, 25Bb, 25Cbに高圧損 部 23A' , 23B' , 23C' を配置したものである。高圧損部 23A' , 23B' , 23C ' は、たとえば公知の多孔質体により構成されている。
[0082] この脱気装置 7Cでは、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対しては、高圧損部 23A' , 23B' , 23C' を介して、大気が徐々に自然流入させられるため、減圧空間 25A, 2 5B, 25Cにおける酸素分圧が高くなることを抑制することができる。また、脱気装置 7 Cでは、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26C、大気導入用配管 28A, 28B, 28C およびバルブ 29A, 29B, 29C (図 2参照）を省略できるため、製造コスト的にもラン ニングコスト的にも有利なものとなる。
[0083] なお、脱気装置 7Cにおいては、大気導入口 25b, 25Bb, 25Cbに高圧損部 23A ' , 23B' , 23C' を配置する代わりに、チャンバ 20の少なくとも一部を多孔質に形 成し、あるいはチャンバ 20の一部に減圧空間 25A, 25B, 25Cに連通する 1または 複数の微細な孔を設けて、減圧空間 25A, 25B, 25Cに大気を自然流入させるよう にしてもよい。また、脱気装置 7Cに大気導入口 25Ab, 25Bb, 25Cbに高圧損部 23 , 23B' , 23C' を酉己置する代わり【こ、大気導人口 25Ab, 25Bb, 25Cb【こノ ノレ ブを設け、バルブの開閉により減圧空間 25A, 25B, 25Cに大気を導入させるように 構成してちょい。
[0084] 脱気装置 7Cにおいてはまた、高圧損部 23を省略し、大気導入用配管 28A, 28B , 28Cとして抵抗管（内径が微細な配管（たとえば ΦΟ. 1〜0. 2mm)をスパイラル状 にしたもの）を採用し、外気導入用配管 28A, 28B, 28C自体を高圧損部としてもよく 、また、外気導入用配管の一部を抵抗管により構成することで抵抗管を高圧損部とし て使用することもできる。このような抵抗管を用いる構成は、本発明の第 1から第 3の 脱気装置 2, 7A, 7B (図 2、図 4および図 5)に対しても適用することができる。
[0085] 図 7には、本発明の第 5の実施の形態に係る脱気装置 7Dを示した。脱気装置 7D は、第 1の実施の形態における脱気装置 2において高圧損部 23A, 23B, 23C (図 2 参照）を省略したものである。すなわち、脱気装置 2では、酸素濃度測定センサ 26A , 26B, 26Cよって減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素濃度（酸素分圧）をモニタリング し、減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素濃度 (酸素分圧）が一定値以上となったときに バルブ 29A, 29B, 29Cを開放して大気導入用配管 28A, 28B, 28Cを介して減圧 空間 25A, 25B, 25Cに大気を導入するように構成されている。
[0086] この脱気装置 7Dでは、減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素濃度 (酸素分圧）が高く なったときに減圧空間 25A, 25B, 25Cに大気を導入して酸素分圧を小さく（大気に 近づける）することができるようになる。また、高圧損部 23A, 23B, 23C (図 2参照）を 省略した分だけ、製造コスト的に有利なものとなる。
[0087] なお、脱気装置 7Dにおいて酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cを省略し、一定 時間ごと、あるいは一定数の検体の測定が終了するごとにバルブ 29A, 29B, 29C を開放し、減圧空間 25A, 25B, 25Cに対して間欠的に大気を導入するようにしても よい。
[0088] 図 8には、本発明の第 6の実施の形態に係る脱気装置 7Eを示した。脱気装置 7Eは 、第 1の実施の形態における脱気装置 2 (図 2参照)などとは、減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧を均一化させるための手段が異なっている。すなわち、脱気 装置 7Eでは、先の脱気装置 2に設けられていたような高圧損部 23A, 23B, 23C、 酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26C、大気導入口 25Ab, 25Bb, 25Cbおよび大 気導入用配管 28A, 28B, 28C (図 2参照）は省略されている。
[0089] その一方で、脱気装置 7Eでは、排気用配管 27A, 27B, 27C, 270および検知用 配管 271がガス透過性の高いものとされている。排気用配管 27A, 27B, 27C, 270 および検知用配管 271のための材料としては、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21 Cと同じ材質のもの、たとえばシリコン榭脂あるいはポリテトラフルォロエチレンにより 形成されたものを使用することができる。また、検知用配管 271は、配管を長く確保し 、表面積を大きくするのが好ましい。さらに、脱気装置 7Eでは、排気用配管 270の途 中にバルブ 272が設けられ、検知用配管 271の端部は密栓 273により閉鎖されて ヽ る。バルブ 272は、図外の制御手段によって、脱気装置 7Eの駆動時には開放状態と される一方で、脱気装置 7Eの駆動を停止している間は閉じた状態とされる。
[0090] この脱気装置 7Eでは、駆動時において、排気用配管 27A, 27B, 27C, 270およ び検知用配管 271の内部の圧力が減圧空間 25A, 25B, 25Cと同程度に低圧とさ れて ヽるとともに、それらの酉己管 27A, 27B, 27C, 270, 271を介して減圧空間 25 A, 25B, 25Cの気体が排出される。一方、脱気装置 7Eの駆動を停止したときには、 ノ ノレブ 272力閉じられること力ら、酉己管 27A, 27B, 27C, 270, 271は減圧空間 25
A, 25B, 25Cと同様に減圧された状態となっている。そのため、減圧空間 25A, 25
B, 25Cに対しては、減圧空間 25A, 25B, 25Cの圧力が大気圧と同程度となるまで 、配管 27A, 27B, 27C, 270, 271を介して徐々に大気が導入される。とくに、配管 27A, 27B, 27C, 270, 271をシリコン榭脂で形成した場合には、シリコン榭脂が窒 素よりも酸素を透過しやす!ヽために、減圧空間には酸素の比率の高！ヽ気体が導入さ れるため、脱気装置 7Eの駆動停止時における減圧空間 25A, 25B, 25Cの酸素分 圧は、脱気装置 7Eを駆動しているときにより近づけることができる。その結果、脱気装 置 7Eの駆動時と脱気装置 7Eの駆動停止力も一定時間経過後において、減圧空間 25A, 25B, 25Cでの酸素分圧の乖離を小さくすることができる。すなわち、脱気装 置 7Eの駆動初期と、脱気装置 7Eを一定時間駆動した後における減圧空間 25A, 2 5B, 25Cでの酸素分圧を略同様なものとすることができる。これにより、脱気装置 7E の駆動初期段階力も一定時間経過するまでの間において、減圧空間 25A, 25B, 2 5Cでの酸素分圧が変動することを抑制できるようになる。
[0091] また、排気用配管 27A, 27B, 27C, 270および検知用配管 271として、ガス透過 性チューブ 21A, 21B, 21Cと同じ材質のものを使用した場合には、脱気装置 7Eの 動作停止後において、脱気装置 7Eを駆動しているときに近い状態で減圧空間 25A , 25B, 25Cに外気を導入することができるようになる。すなわち、脱気装置 7Eを駆 動しているときと停止しているときの相互において、酸素分圧 (酸素濃度)を変動が大 きくならないように、減圧空間 25A, 25B, 25Cの減圧度を小さくし (大気圧に近づけ )、ガス透過性チューブ 21 A, 21B, 21Cの内部に残存する溶離液が濃縮することを 抑帘 Uすることができる。
[0092] さらに、検知用配管 271として、配管長が長いものを使用した場合には、検知用配 管 271の表面積を大きく確保することができるので、脱気装置 7Eの動作停止後にお ける減圧空間 25A, 25B, 25Cの減圧度をより早く小さくすることができる。これにより 、ガス透過性チューブ 21A, 21B, 21Cの内部に残存する溶離液が濃縮されることを 抑帘 Uすることができる。
[0093] なお、脱気装置 7Eにおいては、脱気装置 7Eを連続的に駆動している途中に、間 欠的にバルブ 272を閉じるようにしてもよい。この場合、ノ レブ 272は、減圧空間 25 A, 25B, 25Cの酸素濃度 (酸素分圧)をモニタリングして、酸素濃度 (酸素分圧）が 予め定められた閾値を超えたとき、あるいは一定時間ごとにバルブ 272を閉じるよう にされる。
[0094] また、検知用配管 271は、必ずしも密栓 273により閉塞する必要はなぐたとえば検 知用配管 271の一部を結ぶことにより検知用配管 271の内部の気密性を保つように してちよい。
[0095] さらに、脱気装置 7Eにおいては、排気用配管 270の途中に設けられていたノ レブ 272を省略し、減圧ポンプ 22が有する逆止弁を利用して、脱気装置 7E (減圧ポンプ 22)の駆動停止時に、排気用配管 270の内部の気密性を確保するようにしてもよい。
[0096] 図 9には、本発明の第 7の実施の形態に係る脱気装置 7Fを示した。脱気装置 7Fは 、本発明の第 6の実施の形態の脱気装置 7E (図 8参照）と同様に、駆動初期と一定 時間駆動した後との間での減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧の差を小さ くするように構成されたものである。
[0097] より具体的には、脱気装置 7Fは、排気口 25Aa, 25Ba, 25Caおよび排気用配管 2 7A, 27B, 27C, 270からの脱気ガスを保持するための排気副室 274と、排気副室 2 74の脱気ガスを減圧空間 25A, 25B, 25Cに戻すためのリターン用配管 275と、リタ ーン用配管 275の途中に設けられたバルブ 276と、大気開放用配管 277と、を備え たものである。バルブ 276は、図外の制御手段によって、脱気時において閉じた状態 とされる一方で脱気終了後に開放した状態とされるものである。
[0098] この脱気装置 7Fでは、脱気時においては、バルブ 276が閉じられているために、 減圧空間 25A, 25B, 25Cの気体力 排気用配管 27A, 27B, 27C, 270を介して 排気副室 274に導入されるとともに、排気副室 274の気体が大気開放用配管 277を 介して大気に放出される。その一方で、脱気終了後にバルブ 276が開放されることに より、排気副室 274の脱気ガスがリターン用配管 275を介して減圧空間 25A, 25B, 25Cに導入される。ここで、排気副室 274の脱気ガスは、減圧空間 25A, 25B, 25C と同様な酸素濃度 (酸素分圧)を有するものである。そのため、脱気終了後に排気副 室 274の脱気ガスを減圧空間 25A, 25B, 25Cに戻すようにすれば、駆動初期と一 定時間駆動した後との間での減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧の差を /J、さくすることができるよう〖こなる。
[0099] なお、脱気装置 7Fにおいては、脱気装置 7Fを連続的に駆動している途中に、間 欠的にバルブ 276を開放するようにしてもよい。この場合、ノ レブ 276は、減圧空間 2 5A, 25B, 25Cの酸素濃度 (酸素分圧)をモニタリングして、酸素濃度 (酸素分圧）が 予め定められた閾値を超えたとき、あるいは一定時間ごとにバルブ 276を閉じるよう にされる。
[0100] 脱気装置 7Fにおいてはまた、大気開放用配管 277に大気開放用バルブを設け、 あるいは排気副室 274における大気開放用配管 277が接続されていた大気開放口 に大気開放用バルブを設けてもよい。この大気開放用バルブは、たとえば減圧ボン プ 22のオン'オフにリンクして開閉制御される。すなわち、大気開放用バルブは、減 圧ポンプ 22の駆動時に開放状態とされる一方で、減圧ポンプ 22の非駆動時に閉じ た状態とされる。この構成では、減圧ポンプ 22の非駆動時においては、排気副室 27 4に対して大気が導入されることがなぐ排気副室 274の気体のみにより減圧空間 25 A, 25B, 25Cの減圧度が低下させられる。そのため、脱気装置 7Fの駆動初期と一 定時間駆動した後との間での減圧空間 25A, 25B, 25Cにおける酸素分圧の差をよ り一層小さくすることができるようになる。もちろん、大気開放用バルブ以外のもの、た とえば逆止弁や先に説明した脱気装置 2, 7A, 7B, 7Cの高圧損部 23A, 23B, 23 C, 23, 23A' , 23B' , 23C' (図 2、図 4力ら図 6)およびその変形 f列を用!/、て、減 圧ポンプ 22の非駆動時における排気副室 274への大気の導入を阻止あるいは制限 するように構成しても、大気開放用バルブを設けた場合と同様な効果を得ることがで きる。
[0101] 脱気装置 7Fにおいてはさらに、リターン用配管 275を省略し、排気用配管 27A, 2 7B, 27C, 270を利用して、排気畐 'J室 274の脱気ガスを減圧空間 25A, 25B, 25C に戻すように構成してもよい。
[0102] 図 10には、本発明の第 8の実施の形態に係る脱気装置 7Gを示した。脱気装置 7G は、減圧空間 25A, 25B, 25Cに設けられた酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26C での酸素濃度 (酸素分圧）の測定結果に基づ!、て減圧ポンプ 22の動作を制御する ように構成されたものである。より具体的には、脱気装置 7Gは、酸素濃度測定センサ 26A, 26B, 26Cで測定される酸素濃度 (酸素分圧）が一定値を超えた場合に、制 御部 278によって減圧ポンプ 22を制御し、減圧空間 25A, 25B, 25Cの減圧度を高 めるように構成されている。
[0103] このような脱気装置 7Gでは、減圧空間 25A, 25B, 25Cでの酸素分圧が大きくな つた場合でも減圧空間 25A, 25B, 25Cでの減圧度を高めることによって脱気性能 を一定に維持できるようになる。
[0104] 本発明は、上述した実施の形態には限定されず、種々に変更可である。たとえば、 本発明は、血液中のグリコヘモグロビン濃度を測定するための HPLC装置に限らず 、血液以外の検体を用いる場合、グリコヘモグロビン濃度以外の成分を測定する場 合、あるいは HPLC装置以外の液体クロマトグラフィ装置にっ 、ても適用することが できる。
[0105] 本発明に係る脱気装置はさらに、液体クロマトグラフィ装置に限らず、食品や飲料 水などの製造過程における酸ィ匕防止あるいは微生物の繁殖防止のために利用され る脱気装置として使用することもできる。
実施例
[0106] 以下においては、脱気装置の連続駆動時におけるグリコヘモグロビン濃度の測定 値の変化を検討した。
[0107] (実施例 1)
本実施例では、本発明の第 6の実施の形態に係る脱気装置 7E (図 8参照）を採用 したグリコヘモグロビン測定装置を用いて、全血中のグリコヘモグロビン濃度を連続 的に測定した。グリコヘモグロビン測定装置としては、「ADAMS Ale HA— 8160 」（アークレイ株式会社製）における脱気装置を、図 8に示した構成の脱気装置 7Eに 改良したものを用いた。脱気装置 7Eにおいては、排気用配管 27A, 27B, 27C, 27 0の途中のバルブ 272は省略した。また、本実施例のための測定を開始する前にお V、ては、改良されたダルコヘモグロビン測定装置にお 、て一定数の検体にっ 、て連 続的にグリコヘモグロビンを測定して力も脱気装置 7Eを停止させた後、排気用配管 2 7A, 27B, 27B, 27C, 270および検出用配管 271力も減圧空間 25A, 25B, 25B に外気を導入させて減圧空間 25A, 25B, 25Cの減圧度を小さくしておいた。脱気 装置 7Eを停止させておく時間は、約 12時間とした。検体としては、糖尿病患者から 採取した全血を用いた。グリコヘモグロビンの測定結果にっ 、ては図 11Aに示した。
[0108] (比較例 1)
本比較例では、脱気装置 7Eにおいてノ レブ 272を省略する一方で、密栓 273に 代えて大気開放用バルブを設けた脱気装置を用いた以外は、実施例 1と同様にして 、全血中のグリコヘモグロビン濃度を連続的に測定した。ただし、本比較例のための グリコヘモグロビン濃度の測定を行なう前には大気開放用バルブを開放して減圧空 間 25A, 25B, 25Cを大気開放しておいた一方で、グリコヘモグロビン濃度の測定中 においては大気開放用バルブは閉じておいた。グリコヘモグロビンの測定結果につ いては図 11Bに示した。 図 11Aおよび図 11B力 分力るように、比較例 1では測定検体数が多くなるにつれ て測定値が低下しているのに対して、実施例 1では初期の測定値が比較例 1よりは小 さくものの、測定検体数が多くなつても、測定値が略一定値で安定している。この結 果から、脱気装置を連続的に駆動した後に減圧空間を大気開放する場合には、何ら の手立ても施さなければ測定値が変動する一方で、減圧空間 25A, 25B, 25Cにお ける酸素濃度 (酸素分圧)の変動を抑制し、脱気装置における溶離液の脱気の程度 を安定化させて溶離液中の溶存酸素濃度を均一化させた場合には、脱気装置を連 続的に駆動する場合であっても、測定値の変動を抑制して測定精度を向上させるこ とができることが分力ゝる。

Claims

請求の範囲
[1] 液体流通空間と、減圧空間と、これらの空間の間を仕切るガス透過膜と、上記減圧 空間の気体を外部に排出させるためのポンプと、を備えた脱気装置であって、 上記減圧空間における特定ガスの分圧の変動を抑制するためのガス分圧変動抑 制手段をさらに備えている、脱気装置。
[2] 上記ガス分圧変動抑制手段は、上記減圧空間における酸素分圧の変動を抑制す るための酸素分圧変動抑制手段である、請求項 1に記載の脱気装置。
[3] 上記酸素分圧変動抑制手段は、脱気時において、上記減圧空間に対して装置外 部の気体を導入するように構成されている、請求項 2に記載の脱気装置。
[4] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間に導入する気体の移動抵抗を高め るための高圧損部を有している、請求項 3に記載の脱気装置。
[5] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間と装置外部との間を連通する外気 導入口と、上記外気導入口に接続された外気導入用配管と、をさら有しており、 上記高圧損部は、上記外気導入用配管の途中または端部に設けられている、請求 項 4に記載の脱気装置。
[6] 上記高圧損部は、多孔質フィルタを含んで 、る、請求項 4に記載の脱気装置。
[7] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間の酸素分圧をモニタリングするため の酸素分圧検出部と、上記外気導入用配管の途中に設けられたバルブと、を有して おり、かつ上記酸素分圧検知部でのモニタリング結果に基づいて、上記バルブの開 閉状態を制御するように構成されて ヽる、請求項 5に記載の脱気装置。
[8] 上記減圧空間と装置外部との間を連通する排気口と、この排気口を介して上記減 圧空間の内部の気体を排出するためのであり、かつ上記排気口と上記ポンプとの間 の部分がガス透過性の高いものとされた排気用配管と、を有しており、
上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気用配管におけるガス透過性の高い部分 を含んでいる、請求項 2に記載の脱気装置。
[9] 上記排気用配管は、上記ガス透過膜と同一の材質に形成されている、請求項 8に 記載の脱気装置。
[10] 上記排気用配管力 分岐して設けられた分岐配管をさらに備えており、 上記分岐配管は、ガス透過性の高いものとされているとともに、途中または端部に お！、て閉塞されて 、る、請求項 8に記載の脱気装置。
[11] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気用配管の途中に設けられたバルブを含 んでおり、かつ脱気時において上記バルブを開放した状態とする一方で、脱気終了 後に上記バルブを閉じるように構成されている、請求項 8に記載の脱気装置。
[12] 上記減圧空間と装置外部との間を連通する排気口と、上記減圧空間から排気され た気体を保持するための排気副室と、上記排気口と上記排気副室との間を繋ぐ排気 用配管をさらに有しており、
上記酸素分圧変動抑制手段は、脱気終了後に、上記排気副室の気体を上記減圧 空間に戻すように構成されている、請求項 2に記載の脱気装置。
[13] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気副室の気体を上記減圧空間に戻すため のリターン用配管と、上記リターン用配管の途中に設けられたバルブと、を有しており
、かつ脱気時において上記バルブを閉じた状態とする一方で、脱気終了後に上記バ ルブを開放して上記排気副室の気体を上記減圧空間に戻すように構成されている、 請求項 12に記載の脱気装置。
[14] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記ポンプが稼動しているときには一定の条件を 満たした場合のみ上記減圧空間を大気開放する一方で、上記ポンプの稼動して!/ヽ ないときには上記減圧空間を大気開放するように構成されている、請求項 2に記載の 脱気装置。
[15] 上記酸素分圧変動抑制手段は、一定時間ごと、あるいは上記減圧空間における酸 素ガスの分圧が一定値以上となったときに上記減圧空間を大気開放するように構成 されている、請求項 14に記載の脱気装置。
[16] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間における酸素ガスの分圧が一定値 以上となったときに上記減圧空間の減圧度を高めるように構成されている、請求項 2 に記載の脱気装置。
[17] 充填剤を保持したカラムと、上記カラムに供給するための溶離液を保持した 1また は複数の溶離液保持部と、上記溶離液保持部から上記カラムに溶離液を供給するま での間に溶離液を脱気するための脱気装置と、を備えた液体クロマトグラフィ装置で あって、
上記脱気装置は、液体流通空間と、減圧空間と、これらの空間の間を仕切るガス透 過膜と、上記減圧空間の気体を外部に排出させるためのポンプと、上記減圧空間に おける特定ガスの分圧の変動を抑制するためのガス分圧変動抑制手段を備えている 、液体クロマトグラフィ装置。
[18] 上記ガス分圧変動抑制手段は、上記減圧空間における酸素分圧の変動を抑制す るための酸素分圧変動抑制手段である、請求項 17に記載の液体クロマトグラフィ装 置。
[19] 上記酸素分圧変動抑制手段は、脱気時において、上記減圧空間に対して上記脱 気装置の外部の気体を導入するように構成されている、請求項 18に記載の液体クロ マトグラフィ装置。
[20] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間に導入する気体の移動抵抗を高め るための高圧損部を有している、請求項 19に記載の脱気装置。
[21] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間と上記脱気装置の外部との間を連 通する外気導入口と、上記外気導入口に接続された外気導入用配管と、をさら有し ており、
上記高圧損部は、上記外気導入用配管の途中または端部に設けられている、請求 項 20に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[22] 上記高圧損部は、多孔質フィルタを含んで 、る、請求項 21に記載の液体クロマトグ ラフィ装置。
[23] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間の酸素分圧をモニタリングするため の酸素分圧検出部と、上記外気導入用配管の途中に設けられたバルブと、を有して おり、かつ上記酸素分圧検知部でのモニタリング結果に基づいて、上記バルブの開 閉状態を制御するように構成されて 、る、請求項 21に記載の液体クロマトグラフィ装 置。
[24] 上記減圧空間と上記脱気装置の外部との間を連通する排気口と、この排気口を介 して上記減圧空間の内部の気体を排出するためのであり、かつ上記排気口と上記ポ ンプとの間の部分がガス透過性の高いものとされた排気用配管と、を有しており、 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気用配管におけるガス透過性の高い部分 を含んでいる、請求項 18に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[25] 上記排気用配管は、上記ガス透過膜と同一の材質に形成されている、請求項 24に 記載の液体クロマトグラフィ装置。
[26] 上記排気用配管力 分岐して設けられた分岐配管をさらに備えており、
上記分岐配管は、ガス透過性の高いものとされているとともに、途中または端部に おいて閉塞されている、請求項 25に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[27] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気用配管の途中に設けられたバルブを含 んでおり、かつ脱気時において上記バルブを開放した状態とする一方で、脱気終了 後に上記バルブを閉じるように構成されている、請求項 25に記載の液体クロマトダラ フィ装置。
[28] 上記減圧空間と上記脱気装置の外部との間を連通する排気口と、上記減圧空間か ら排気された気体を保持するための排気副室と、上記排気口と上記排気副室との間 を繋ぐ排気用配管をさらに有しており、
上記酸素分圧変動抑制手段は、脱気終了後に、上記排気副室の気体を上記減圧 空間に戻すように構成されている、請求項 18に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[29] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記排気副室の気体を上記減圧空間に戻すため のリターン用配管と、上記リターン用配管の途中に設けられたバルブと、を有しており 、かつ脱気時において上記バルブを閉じた状態とする一方で、脱気終了後に上記バ ルブを開放して上記排気副室の気体を上記減圧空間に戻すように構成されている、 請求項 28に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[30] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記ポンプが稼動しているときには一定の条件を 満たした場合のみ上記減圧空間を大気開放する一方で、上記ポンプの稼動して!/ヽ ないときには上記減圧空間を大気開放するように構成されている、請求項 18に記載 の液体クロマトグラフィ装置。
[31] 上記酸素分圧変動抑制手段は、一定時間ごと、あるいは上記減圧空間における酸 素ガスの分圧が一定値以上となったときに上記減圧空間を大気開放するように構成 されている、請求項 29に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[32] 上記酸素分圧変動抑制手段は、上記減圧空間における酸素ガスの分圧が一定値 以上となったときに上記減圧空間の減圧度を高めるように構成されている、請求項 3 1に記載の液体クロマトグラフィ装置。
[33] 血液試料中のグリコヘモグロビンを測定するように構成されている、請求項 18に記 載の液体クロマトグラフィ装置。
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