JPH01500541A

JPH01500541A - 空気泡のごとき流体材料中の異物を検出する方法と装置

Info

Publication number: JPH01500541A
Application number: JP62505649A
Authority: JP
Inventors: ジエームス・ボビー・ディー
Original assignee: クールター・エレクトロニクス・インコーポレーテッド
Priority date: 1986-08-11
Filing date: 1987-08-10
Publication date: 1989-02-23
Also published as: CA1267464A; WO1988001377A1; AU592477B2; US4752690A; DE3779744T2; AU8020587A; EP0276304A1; EP0276304A4; EP0276304B1; DE3779744D1

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】空気泡のごとき流体材料中の異物を検出する方法と装置発明の背景１、発明の分野本発明は血液分析器（ｈｅｍａｔｏｌｏｇｙ　ａｎａｌｙｚｅｒ）および付添いオペレータによる「手動」操作作業（ｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ　”ｈａｎｄｓＯｎ″ａｃｔｉｖｉｔｙ）を殆どあるいは全く必要としない完全自動化タイプの分析器に関連している。

さらに特定すると、本発明は人間の血液サンプルの監視および空気泡（ａｉｒ　ｂｕｂｂｌｅ）等のごときその中の汚染物質の存在の検出の自動手段と方法に関連している。

２、従前の技術の説明血流血液学装置（ｂｌｏｏｄ　ｆｌｏｗ　ｈｅｍａｔｏｌｏｇｙ　ａｐｐａｒａｔｕｓ）中の空気泡のごとき流体の流れの中の汚染物質を検出するために多種多様な機構と装置が提案され特許化されている。

「空気塞栓検出（Ａｉｒ　Ｅｍｂｏｌｉ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）」という名称の米国特許第４．２８０．４９５号は心肺側路手術（（ａｒｄｉｏｐｕｌｍｏｎａｒｙｂｙｐａｓｓ　ｓｕｒｇｅｒｙ）に使用する方法と装置を説明しかつクレームしており、そこでは下方の垂直配向（ｖｅｒｔｉｃａｌ　ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）の血流管（ｂｌｏｏｄ　ｆｌｏｗ　ｔｕｂｉｎｇ）をゆるくクランプするようモジュラ−センサ（ｍｏｄｕｌａｒ　５ｅｎｓｏｒ）が適応させ、かつＬＥＤ赤外線源と光検出器を含んでいる。塞栓が検出される場合に血液ポンプ（ｂｌｏｏｄ　ｐｕｍｐ）から電力を除くために前もって選ばれた周期的間隔のみでパルス化電力が光源に印加されている。

この構造は本発明を適用した構造と全く似ていない。

「泡検出器（ｂｕｂｂｌｅ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）　Ｊという名称の米国特許第４．３１２．３４１号は内部流体圧力から変形を受ける管系の泡形成を検出する流体計測装置（ｆｌｏｗ　ｍｅｔｅｒｉｎｇ　ａｐｐａｒａｔｕｓ）を説明し、ここで管を通して検出器に透過された光が管中の流体の存在および管の内腔（ｌ　ｕｍｅｎ）の形状に依存するように光検出器が光源から管の反対側に位置決めされている。

受信された光が所定のレベル以下に落ちる場合に制御手段は流体の流れを中断する。流体中の圧力変化による管変形は管を取巻く部材をフォーミングすることにより妨げられる。

説明した装置は出願人のクレームした組合せからはっきりと異なっている。

［感度を改善するためのフィードバック回路を有する泡検出器（Ｂｕｂｂｌｅ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ　ｗｉｔｈ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　Ｃ１ｒｃｕｉｔ　ｆｏｒ　Ｉｍ＝ｐｒｏｖｅｄ　５ｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）という名称の米国特許第４．３４４．４２９号において、管内の流体の存在を検出するために管の内腔内の流体のレンズ効果を利用する透明管による流体計測装置の使用が説明され、かつ例示されている。単一の光源が管の１つの側に位置決めされ、そして２個の角度をもって偏位された光検出器が管の反対側に置かれている。流体の存在あるいは不存在による検出光の強度の変化はシステム中の泡を指示するものである。

出願人の構造上の組合せはこの配列と全く異なっている。

「液体中の泡を検出する方法と装置（Ｍｅｔｈｏｄ　ａｎｄ　Ａｐｐａ−ｒａｔｕｓ　ｆｏｒ　Ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ　Ｂｕｂｂｌｅｓ　ｉｎ　Ｌｉｑｕｉｄ）という名称の米国特許第４．３７１．７８６号は次のものに関連している。すなわち、液体中の泡の存在をセンスする方法と装置であって、ここで放射が上記の液体を通って放射感応センサ（ｒａｄｉａｔｉｏｎｒｅｐｏｎｓ＋ｖｅ　５ｅｎｓｏｒ）に向けられ、かつ放射路に泡が存在しない場合のセンサの応答と放射路に泡が存在する場合のセンサの応答との間の差は、上記のセンサが上記の液体によって強く吸収された波長に達することのできる放射の限界によって著しく増大されている。

前の特許化ささた装置と同様に、出願人の泡検出機構と方法は前記のものと全く異なっている。

米国特許第４．３６６、３８４号の「空気泡検出器（Ａｉｒ　ＢｕｂｂｌｅＤｅｔｅｃｔｏｒ）　Ｊは、光が各ベアーの１つのセンサに向けられ、同時に光が各ベアーの他のセンサに反射されるように光センサの多重ベアーが透明バイブに沿って位置決めされている装置を説明している。各ベアーの反射センサは光源とその関連直接光受信センサとの間の真中に位置決めされている。２つの光センサの出力は論理回路に供給され、これは２つのセンサによって観測された光レベルが大体同じなら１つの出力を生成し、それらが実質的に異なっているなら他の出力を生成する。もし泡が存在するなら、双方のセンサは高い光レベルを観測する。

本出願の２重センサ泡検出装置（ｄｕａｌ　５ｅｎｓｏｒ　ｂｕｂｂｌｅｄｅｔｅｃｔｏｒ　ａｐｐａｒａｔｕｓ）は機能および構造の双方において上述の装置から著しく異なっている。

液化泡に圧力を選択的に加える手段よりなる汚染物質検出器（Ｃｏｎｔａｍｉｎａｎｔ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ　Ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ　Ｍｅａｎｓ　ｆｏｒ　５ｅｌｅ−ｃｔｉｖｅｌｙ　Ａｐｐｌｙｉｎｇ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ　ｔｏ　Ｌｉｑｕｉｆｙ　Ｂｕｂｂｌｅｓ）という名称の米国特許第３．６８０．９６２号は、反対端で開いた剛い金属管がそれと組合された角度をもって配置された分枝管（ｂｒａｎｃｈ　ｔｕｂｅ）を備えている装置に関連している。光源が管の一端に配置され、かつ第１光センサ（ｐｈｏｔｏ−ｏｐｔ　ｉｃａ　１ｓｅｎｓｏｒ）がその反対端に置かれている。第２光センザはその中に汚染物質を有する液体を持つ分枝管の開放端に位置決めされている。光は汚染物質により拡散されかつ吸収され、従って低減された光の量は、第１センサでより高い抵抗値を与える汚染を受けない液体に対し第１センサによって受取られている。これとは対照的に、分枝管中の汚染物質によって拡散された光は第２センサの抵抗値を減少する。

実施可能に結合されたブリッジ回路によって、第１センサおよび第２センサの抵抗値の変化は汚染されたあるいは綺麗な管を検出するように、光強度の変化に変換できる。

これは明細書で今後述べられるような出願人の方法と装置と全く違っている。

「超音波泡検出器（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｂｕｂｂｌｅ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）　Ｊという名称の米国特許第４．４１８．５６５号は、泡が検出される流管（ｆｌｏｗ　ｔｕｂｉｎｇ）を受信するこのワンピースハウジング（ｏｎｅｐｉｅｃｅ　ｈｏｕｓｉｎｇ）にチャネルを有するガラス充填ポリテトラフルオロエチレン（ｇｌａｓｓ−ｆｉｌｌｅｄ　ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ）の剛いハウジングを記載している。第１超音波送出トランスデユーサ手段はチャネルの一つの側のハウジング中に位置決めされている。第２超音波受信トランスデユーサ手段はチャネルの他の側に位置決めされ、送出および受信トランスデユーサ手段は周波数Ｉ　ＭＨｚから３　ＭＨｚでそれぞれ超音波エネルギを送出および受信するタイプのものである。

泡の存在は超音波エネルギの伝達を著しく変更する。この変化は電子的に検出される。

この構造は出願人の出願の簡単化された泡センサ装置と全く対照的である。

発明の概要本発明は例えば国際公開番号ＷＯ３５１０１７９７、国際公開日１９８５年４月２５８（２５，０４，８５＞）ＰＣＴ／ＵＳ８４１０１５８８テｆｉ明サレかツクレームされタフ７Ｌ９　ｈ　ウ７　タ０ＳＴＫＲ（ｃｏｕｔ、ｔｏ　Ｃ０ＩＮＴＢＲＯ５ＴＫＲ）分析器で使用されたものの革新的かつ発明的改良である。そのような装置は「楽勝（ｗａｌｋ−ａｗａｙ）　」システム、すなわち、一度それが試験用サンプル管のカセットによってロードされると、分析器の操作に関係することなくその種々の機能を無人で実行するところのいくつかの他の仕事をオペレータが楽々と実行できる（ｃａｎ　ｗａｌｋ　ａｗａｙｔｏ　ｐｒｅｆｏｒｍ）ということを特徴としている。

本発明の泡／血液検出器（Ｂｕｂｂｌｅ／Ｂｌｏｏｄ　ｄｅｔｅｃｔｏｒ）は、分析器のサンプル区分・希釈弁（ｓａｍｐｌｅ　ｓｅｇｍｅｎｔｉｎｇ　ａｎｄ　ｄｉ−１ｕｔｉｎｇ　ｖａｌｖｅ）の入力側と出力側に位置決めされた新規な光センシング部材を通して、汚染物質に対する血流を監視する部品の新規な配列を含んでいる。イソトン■ＩＩＩ　（ＩＳＯＴ（１８０■）のような等浸透圧の希釈液は血液希釈液および電解液として使用できる。検出器はサイクルの始めで同じであるかどうか見るためにサンプル弁への入力管および出力管で希釈液をチェックする。それはサンプル管からの全血（ｗｈｏｌｅ　ｂｌｏｏｄ）の吸引（ａｓｐｉｒａｔｉｏｎ）の間に０．０６０マイクロリツトルより大きいどんな泡も入力側センサを通過しないかを見るためにチェックを行う。それはまた弁がサンプルのマイクロリットル量を「区分する」時に、すなわち、トランスデユーサ「浴（ｂａｔｈ）　Ｊへの分析のためのす°ンプルの等分化（ａｌｉｑｕｏｔ）を進める時に同じであるかどうかを見るために同じ弁に行ったり来たりする入力管と出力管で血液をチェックする。

一定容積（１７５μＬ）の試験すべき物質、すなわち血液が各血液管から吸引される。サンプル弁は容積の一部分を区分する（ＷＢＣ（ｗｈｉｔｅ　ｂｌｏｏｄ　ｃｏｕｎｔ　）　：白血球計数とＲＢＣ（ｒｅｄｂｌｏｏｄ　ｃｏｕｎｔ　］　：赤血球計数に対して）。これらの部分は希釈電解質の希釈液の浴を含む赤血球トランスデユーサと白血球トランスデユーサに送られる。例えば、ＲＢＣ希釈液に対する血液の区分された容積は１．６μしである。もし０．１μＬの泡が多くの血液を置換えるなら、ＲＢＣの希釈は６％だけ誤ることになろう。この誤りはオペレータに表示装置およびプリントアウトにより「合図（ｆｌａｇｇｅｄ）　Ｊされよう。

検出器の２個のセンサは、基本的には２個の調整可能なフィードバック電圧調整器、２個の増幅器、２個のサンプル・保持回路（ｓａｍｐｌｅ　ａｎｄ　ｈｏｌｄ　ｃｉｒｃｕｉｔｓ）、１個の差動増幅器（ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）、１個の加算器、１個の反転増幅器、４個の比較器、および７個の論理付き状態制御装置（ｓｔａｔｅ　ｃｏｎｔｒｏＨｅｒ　ｗｉｔｈ　ｌｏｇｉｃ）からなる電子回路に接続されている。入力のために必要な３つの信号が存在する（すなわち「基準センス［Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　５ｅｎｓｅ　）　Ｊ、「血流（Ｂｌｏｏｄ　Ｆｌｏｗ）　Ｊ、［血液センス［’Ｂ１ｏｏｄ　５ｅｎｓｅ　］　Ｊ　）。

これらの信号は分析器の主制御装置から到来するが、それはここでは説明しない。

また失敗した状態（ｆａｉｌｅｄ　ｃｏｎｄｉｔｉｏｎ）を示す制御装置と論理からの４つの出力信号が存在する。２つの出力はそれぞれ（１）サイクルの始めにおけ希釈液、あるいは（２）サイクルの区分時間（ｓｅｇｍｅｎｔｉｎｇ　ｔｉｒｎｅ）における血液がサンプル弁の前部と後部で同じでなか、たことを示している。他の出力（３）はプリセットしきい値レベル（基準レベルから８０％ダウン）が超過されなかったことを示している。出力失敗状態（ｏｕｔｐｕｔ　ｆａｉｌ　ｃｏｎｄｉｔｉｏｎ）（４）は泡が吸引の間に検出されたことを示している。これら４個の信号は処理のため分析器の主システム制御装置に送られる。

本発明の他の目的、特徴および利点は添付図面を参照して説明が進むにつれて明らかとなろう。

実例として、本発明の例示的実施例は添付図面を参照して説明されよう。ここで、第１図は表示された自動操作様式を持つ血液分析器のいくらか絵画的な斜視図であり、第２図は本発明の泡／血液検出器を例示する第１図の装置の主要部分の正面図であり、第２Ａ図は吸引針（ａｓｐｉｒａｔｉｎｇ　ｎｅｅｄｌｅ）　、クルター０（ＣＯ［ＩＬＴＥＲ（り）区分弁および吸引ポンプと関連する本発明の拡大された略図であり、第３Ａ図は本発明の光センサの支持組立体の平面図であり、第３Ｂ図は第３Ａ図の線３Ｂ−３Ｂに沿う断面図であり、第３Ｃ図は第３Ａ図の線３Ｃ−３Ｃに沿う側断面図であり、第３Ｄ図は一緒に使用された接続ハードウェアを例示する組立てられたセンサの平面図であり、第３Ｅ図はセンサ組立体の印刷配線板の絵画図であり、第３Ｆ図はセンサ組立体のアクティブ領域の非常に拡大された断面図であり、第４図は本発明の泡／血液検出器装置のブロック図であり、第４Ａ図は本発明装置のコンピュータ手段のブロック図であり、第５図は本発明を用いるコンビエータ制御システムのフローチャートであり、第６図は本発明の泡／血液検出器の前部センサ（ｆｒｏｎｔｓｅｎｓｏｒ）の理想化された曲線である。

本発明の好ましい実施例の説明１、機能的説明技術の背景および第１図を参照して、いくらか絵画的であるが血液分析器１０の全体が示されており、これは好ましくはクルター　カウンタ■モデルＳプラス５ＴＫＲタイプ（ＣＯＵＬＴＥＲＣ０ＩＮＴＢＲ■Ｍｏｄｅｌ　Ｓ　Ｐｌｕｓ　５ＴＫＲｔｙｐｅ）であるが、しかしそれは本質的な限定ではない。

分析器１０は全血サンプルから多重パラメータ血液分析を遂行する全能力を有している。それは一般に米国特許第３．５４９．９９４号で知られたような電子的、気体的、流体的可動要素ならびにマイクロプロセッサ制御を含む（しかしそれには限定されないが）現状の改良を含んでいる。

第１図および第２図から分かるように、分析器１０の右側はサンプル管キャリア入力側（ｓａｍｐｌｅ　ｔｕｂｅ　ｃａｒｒｉｅｒ　１ｎｐｕｔｓｉｄｅ）であると考えられ、分析器の左側は管キャリア出力側であると考えられている。図解と解釈を容易にするために、カセット、キャリア、あるいはラックのスタック１２゜１４が第１図ではなくて第２図のみに示されている。ラックあるいはキャリアの入力スタック１２はそのベースがエレベータ機構２０のプラットフォーム１８である入力区画（ｉｎｐｕｔｃｏｍｐａｒｍｅｎｔ）　１６の中にある。このシステムの出力側は類似の区画２２、プラットフォーム２４、およびエレベータ機構２６を有している。入力側エレベータ２０が入力スタックの底からキャリア２８を除去したあと、そのキャリアは移送・混合テーブル３０に沿って左手に移動する。テーブルの頂部はコンベアベルト３２を支持し、かつラック２８の左手の移動を行うために管ラック２８の底部表面とベルト３２の間に充分過ぎる摩擦が存在し、各移動はほぼラック中の封止サンプル管３４の軸中心間の距離となっている。

吸引ステーション４０による第１サンプル管３８と引続く容管の整列はセンサ４１によって照合できる。第２図に示されるように整列が達成されると、ラック２８の開口を通してブツシュロッド４２はサンプル管の底端部を押し上げ、かつ管をラックから一部分進出させ、従ってそのストッパあるいは封止端部３６はストリッパーパー４４と隣接する。もし吸引プローブ先端４６がサンプル管の軸とまた整列すると、ブツシュロッド４２による前進はストッパを通して貫入するために封止端部３６をプローブ先端に駆動する。吸引プローブは新しい光センシング部材（今後詳細に説明する）に結合され、かつ別の長さの管によってサンプル区分・希釈弁（ｓａｍｐｌｅ　ｓｅｇｍｅｎｔｉｎｇ　ａｎｄ　ｄｉｌｕｔｉｎｇｖａｌｖｅ）４８の入力に結合され、そのいくつかの形はよく知られており、かつその−具体例は米国特許第４．１５２．３９１号で教示されている。そこで吸引されたサンプルは多重パラメータ血液データを得るために血液分析器１０の主要部の構成要素によって処理される。第１サンプル管３８からのサンプル吸引のあと、サンプル管３８をラック２８中のその正規の位置に戻すためにストリッパーパー４４が後部に向かって駆動される。そのような管運動は封止端部３６をプローブ先端４６から除去する。技術的に良く知られているように、プローブ先端と希釈弁はサンプル繰越しくｓａｍｐｌｅ　ｃａｒｒｙｏｖｅｒ）の問題を除くために逆流される（ｂａｃｋｆ　１ｕｓｈｅｄ）。その結果、次の管を吸引ステーション４０と整列ブツシュロッド４２にももたらすため移送テーブルは前進されかつ揺動されよう。

第２Ａ図の簡単化された略図で非常に明白に分かるように、サンプル区分・希釈弁４８は管５０Ｆ、　５０Ｒの短い長さを通して実質的に同一構造の２つの個別光センシングデバイスに相互接続するよう適応されている。これらの部材はそれらが区分弁４８の前と後の明らかな配置によりそれぞれ前部センサ（ｆｒｏｎｔ　５ｅｎｓｏｒ）５２Ｆと後部センサ（ｒｅａｒ　５ｅｎｓｏｒ）５２Ｒとして識別されかつ特徴付けられている。これら２つのセンシング部材の目的はこの説明が進むにつれて明らかとなろう。第３の可撓管（ｆｌｅｘｉｂｌｅ　ｔｕｂｅ）５５は後部センサ５２Ｒを介して吸引ポンプ１２０をシステムに接続している。センシング部材、区分弁および吸引プローブは希釈液貯蔵部５１、ポンプ５３、および弁５７によって各希釈サンプルのあとで、さもなければ識別されない廃棄容器中に綺麗な希釈液で「逆流」されるよう適応されている。

センサ５２Ｆと５２Ｒは第３Ａ−３Ｆ図にもっと詳細に例示されている。各センサの一般形態はキユービクル（ｃｕｂｉｃｌｅ）である。しかし、他の形状も使用できるからこの形状は限定的と考えるべきでない。

各センサ部材５２Ｆと５２Ｒは赤外線感応デバイスであり、ｉａＡ図を参照して分かるように剛い不透明材料のブロックからなっている。各センサはそこを流れる流体の流体密度、すなわち不透明度の変化を検出するよう適応されている。このことはセンシングユニットが光レベルの微妙な変化に応答することを要求している。センサは外部の周囲光あるいは反射光から自由でなくてはならない。このために、（実質的にそこを通る光の通過に不透明な）材料の剛い立方体あるいはブロック５６が穴をあけられ、機械加工され、鋳造され、成型され、あるいはそこにかなり深い、井戸状の中央開口５８を与えるよう形成され、そこから２つの実質的に平行な付加的な菱形の容器状開口６０．６２がブロック５６の胴体の下方に充分延在している。２つの平行開口６０．６２を分離する垂直壁部材６４は鋳造あるいは穴あけ操作の結果として与えられている。

第１水平スルーホール６６は平行菱形開口６Ｑ、　６２の底部６８（第３Ｃ図）と頂部７０の間のほぼ中間のブロック５６の反対側を通して穴あけされるかあるいは形成されている。第２水平スルーホール７２は簡単に説明するために孔６６に垂直あるいは直角にブロック５６の中に、そしてそれを通して延在している。

ステンレススチール管７４は部材５６の両側から延在する剛い付属部品（ａｔｔａｃｈｍｅｎｔ　ｆｉｔｔｉｎｇ）を与える孔７２の中に、かつそれを通して押付けられている。孔あけアクセス用製造孔６６を用いて、相対的に小さい直径（０，４８２６ｍｍ′０．０１．９吋）の孔７６が中央壁部材６４キステンレススチール管７４を通して穴あけされている。例えばガラス管（内径０．４８２６ｍｍ　：０．０１９吋）のようなぴったりとした長さくｃｌｏｓｅ　ｆｉｔｔｉｎｇｌｅｎｇｔｈ）の透明な剛い材料がステンレススチール管７４（内径１．０６６８ｍｍ　：０．０４２吋）の中に、かつそれを通して挿入され、そしてそれに適当な接着剤あるいはボンディング剤によって固着されている。

第３Ｅ図から分かるように、実際のセンシングデバイスはその一脚８２Ａに光発生素子８４とヨーク８２の反対脚８２Ｂに光受信素子８６を含む単一ヨーク（ｕｎｉｔａｒｙ　ｙｏｋｅ）あるいはＵ形組立体部材８２を具えている。タレアレックス・エレクトロニクス（Ｃ１ａｉｒｅｘ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ）　、ニューヨーク　１０５５０、マント・バーノン（Ｍｔ、　Ｖｅｒｎｏｎ）、サード　アベニュー、５６０ニスによって製造された商用の単一組立体はこれらの要件を充たしている。円形印刷回路板８３は支持体を与え、かつセンサ組立体８２の電気導線８５の付属部材として作用する。

ヨーク８２の２つの脚８２Ａと８２Ｂはブロック５６中の大きい容器開口（ｒｅｃｅｐｔａｃｌｅ　ｏｐｅｎｉｎｇ）５８内で先ず受入れ可能であり、かつそのあとで壁部材６４とぴったりした関係で各菱形容器６０、６２中に置かれ、従ってセンシング要素の光軸は第３Ｃ図かられかるように孔７６の実際の中心のごく近くに整列されている。印刷回路板部材８３はそれらの間の封止Ｏリング８８で構造頂部に組立てられ、かつ本質的に組立体の能動センシング要素の高さ調整手段として作用し、また第４図の回路形態に向かってかつそれから電気信号を運ぶワイヤ（ケーブル）８９を取付ける手段として作用している。

本発明の検出機構が寸法で０．０６０マイクロリツトルの程度の閉塞材料（ｏｃｃｌｕｄｉｎｇ　ｍａｔｅｒｉａｌ）を検出するよう適応されているから（血液値（（ｂｌｏｏｄ　ｖａｌｕｅ　）に依存して）、光軸内に存在できる最大の大きさの泡はシステムで用いられたハードウェアの構造的形態の関数である。センシング機構がデバイスをこの精度で適応させるためにクリテカルな正確さで配向されることは装置の効率的動作に本質的なことである。

光センシング組立体はブロック５６内で正確に配向され、従ってその軸中心は「窓」７６の中心に整列され、このようにして組立体の関連部分の公差による最小損失で光が窓７６を通過することが保証されている。印刷回路板部材８３と０リング８８は、２つの調整スクリュー９１を０リング８８に対してねじ調整することによりセンサ組立体の垂直位置決めを調整する手段を与え、光通過窓に対して２つのセンシング要素８４と８６を効率的に整列し、このようにして光発生素子からの光が光受信素子に正確に向けられることを保証する。

これはデバイス調整であると考えられ、かつシステムの予備セットアツプとして実行される。湿気、汚物の浸入に対するセンサ組立体の内部を封止するように、カバ一部材９３が封止ガスケット９５をかぶせてブロック５Ｇにスクリュー９７によって固着されている。

２、動作的説明本発明の動作を（１）第４図のブロック図、（２）第５図の流れ図、および（３）第６図の理想化された曲線に対してここで説明する。動作の各サイクルの始めで、前の材料・サンプルは綺麗な希釈電解液によってシステムから流出され、かつ２個のセンサが希釈液を通し「調査（ｌｏｏｋｉｎｇ）　Ｊされることが注意されるべきである。

第４図のブロック図では、制御システム９２、また時には「状態制御装置」と規定されるものがとりわけ装置の部分で、　（ここに示されていない）主要システムハードウェア°ソフトウェアからの「基準センス（Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　５ｅｎｓｅ）　Ｊとラベルされた入力、「血流」および［血液センス（Ｂ１．ｏｏｄＳｅｎｓｅ）　Ｊを含むことが分かる。制御システムにはまたクロックパルス発生器、すべての論理、遅延回路、ラッチおよびそこに使用された多彩なバッファを含んでいる。

制御装置９２の簡単な機能説明と論理動作は以下の通りである。

１、高くなる「基準センス」信号は状態制御装置を「状態」０に向かわせる。すべてのラッチはクリアされ、かつサンプル・保持回路がサンプルモードに設定される。

２、　状態制御装置は直接［状態Ｊ１に進み、そこで「血流」信号が高くなるのを待つ。一方、「状態」１において、前部センサと後部センサ上の希釈差信号（ｄｉｌｕｅｎｔ　ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ　ｓｉｇｎａｌ）がチェックされる。

３、「血流」が高くなると、後部センサ上の希釈レベル信号（ｄｉｌｕｅｎｔ　１ｅｖｅｌ　ｓｉｇｎａｌ）は後部サンプル・保持回路によって保持される。制御装置は「状態」２に行くことが許される。血液が前部センサを通過するにつれて、後部サンプル・保持回路上の保持希釈レベル信号と前部セササ上の血液信号との間の差が監視される。この差がシステムの血液上限によって決められたプリセットレベルより大きいと、時間遅延回路が付勢され、そして時間遅延の終わりで前部センサ上の血液値信号（ｂｌｏｏｄ　ｖａｌｕｅ　ｓｉｇｎａｌ）は前部サンプル・保持回路によって保持され、制御装置は「状態」３に移ることが許される。

４、「状態」３において、泡しきい値レベル（ｂｕｂｂｌｅ　ｔｈｅｒｓｈｏｌｄｌｅｖｅｌ）は血液移動の間に付勢される。泡しきい値レベルは前部サンプル・保持回路上の保持血液値に〈後部センサ上の保持希釈値と前部センサ上の保持血液値の差の５％を加算することにより設定される。すなわち、泡信号レベルしきい値＝血液＋５％（希釈血液）である。

また、希釈液と血液の間の差はプリセットしきい値レベル以下にとどまる必要がある。制御装置は「状態」３で「血液センス」信号を待つ。

５、「血液センス」信号が到来すると、制御装置は「状態」４と５を通って進み、そして「状態」６で停止することが許され、ここで別のサイクルを始めるために「基準センス」信号を待つ。制御装置が「状態」４に進むと、前部および後部サンプル・保持回路はサンプルモードにスイッチバックされ、そして前部および後部センサ上の血液レベルがサンプルされる。制御装置は「状態」５に進み、ここで前部センサ上の血液値は後部センサ上の血液値と比較される。制御装置は「状態」６に進み、ここで他のサイクルを始めるために「希釈センス」信号を待つ。

区分・サンプリング弁は血液センス信号とほぼ同時に作動され、そして全血の等分部分は弁により区分され、かつクルタ・カウンタ■（ＣＯＵＬＴＥＲＣ０ＵＮＴＥＲ（Ｅ））装置によりさらに取り扱うために血液試験浴（ｂｌｏｏｄ　ｔｅｓｔｉｎｇ　ｂａｔｈ）に送られる。

血液／泡検出アクティビティの種々の態様の可聴警報ならびに印刷記録の双方がこの装置によって生成され、試験指示が不正確か失敗である血液サンプルをオペレータが容易かつ迅速に監視することおよび／または識別することを実効的に可能にしている。

主システムへの出力は、「血液差フェール（Ｂｌｏｏｄ　ｄｉｆｆｅｒｅｕｃｅ　ｆａｉｌ）　」、基準差フェール（Ｒｅｆ６ｒ６１に６　ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅｆａｉｌ）　Ｊ、「プリセットしきい値フェール（Ｐｒｅｓｅｔ　ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ　ｆａｉｌ）　Ｊ　、および「泡しきい値フェール（Ｂｕｂｂｌｅ　ｔｈｒｅｓｈｏｅｄ　ｆａｉｌ）　Ｊ　、であり、これらの各条件はあとでさらに説明する。制御システムはたとえ（あとで規定することになる）関連モードあるいは関連状態であっても少なくとも７個の異なる状態で作用することができる。

本発明の動作の任意のサイクルの始めで、装置の一定のパラメータ条件あるいは状態がプリセットされ、かつすべての制御システムレジスタがクリアされる。状態制御装置は泡検出シーケンスあるいは動作を開始するために第１信号入力を待ち、そのあとで制御装置はシステムの論理と比較機能を制御する連続状態を通して進行する。

前に述べたよ・うなセンサ部材５２Ｆと５２Ｒは赤外線形電気光学ユニットであり、かつそこを通過する流体の密度（不透明度）の変化をセンスするよう使用される。このシステムにおいて、血液、空気および電解質希釈液の間で、希釈液はセンサ（光検出器）から最高の信号出力を生成する。

希釈信号レベルはここで標準の基準レベルとして用いられ、それに対してすべての他の信号レベルはそれらが引続いて発生される場合には比較される。第６図の曲線で注意されるように、希釈信号レベルは１００％レベルとして特徴付けられている。このことは希釈液がセンサの活性領域である窓、すなわち開口アロを完全にカバーする条件である。

最初、２つのセンサ５２Ｆと５２Ｒは光エミッタ８４に電流を供給する各可調整フィー　ドパツク電圧調整器９４．９６の調整によって１シ信号レベル出力にプリセットされる。この１ｖ信号は引続く比較に対する１００％基準レベルとして特徴付けられている。簡単に言うと、各赤外線センサによって発生された１ｖ信号は各ＸＩＯ増幅器９８．１００にまづ供給され、ここでそれらは１０倍だけスケールアップされる。増幅器９８．１００からの出力は前部あるいは後部サンプル・保持回路１．０２．１０４の各々に送られる。各サンプル・保持回路から、各信号は差動増幅器１０６に供給され、それから信号は各比較器回路１０８．１．１０，１１２．１．１．４に向う。増幅器９８の１つの出力は反転増幅器１１６に送られ、ついで比較器１１４に送られる。前部サンプル・保持回路１０２の出力はまた加算増幅器１１８に供給され、かつ加算器出力は今後説明するように比較器１１４に向う。

システムにおける動作の以前のサイクルからの希釈液によって、センサ５２Ｆと５２Ｒは同一の信号基準レベルを出力しなければならず、この場合に差動増幅器１０６の出力は零「Ｏｊであり、かつ基準差比較器１１０は何の差も観測しない。しかし、５２Ｆと５２Ｒからの実際の信号出力は事実お互に対し僅かばかり変化できるが、しかしこの変動が特定の限度、すなわち±７％内であるなら、その変動は無視される。

３つの信号は異なる時間に分析器制御装置から制御装置９２に送られる。第１の信号は「希釈センス」である。通常この信号はサンプル弁の両側の管中の希釈液の比較を行なう。前にも述べたように、希釈液は基準レベルとして使用される。

と言うのは希釈液が最大の信号出力を生ずるからである。このことは１００％あるいは１ｖレベル（第６図）として特徴付けられるが、しかし双方のセンサが１００％希釈液を観測するものと仮定して、双方のセンサはこの段階でＩＶ信号出力を有するべきである。

次に、ポンプ１２０が全血をサンプル管３８から吸引器針（ａｓｐｉｒａｔｏｒ　ｎｅｅｄｌｅ）４６を介してシステム中に吸引すると同時に制御装置９２に「血流」信号が入力される。この時点で、希釈値信号は後部サンプル・保持回路１０４によって「保持」される。これは前部センサ５２Ｆに血液が流入するのを比較する希釈液基準レベルを確定する。血液が希釈液のあとでシステムに流入するから、血液はまだ良く規定されないことが注意されている。と言うのは血液の前縁がそれに先立つ希釈液によって拡散されるかあるいはそうできるからである。

この時間の間、前部センサ５２Ｆの信号値は後部センサ５２Ｒの蓄積・保持信号値から差動増幅器１０６によって減算される。プリセットレベル（ＩＶスケールで０．２０Ｖ）に到達すると：上限に達してしまったという決定が行なわれる。

第６図の曲線に示されたように、このことは「０」希釈液基準レベルから２０％アップ、あるいは８０％ダウンとして特徴付けることができる。綺麗な血液、そして汚染物質の無い血液のみがシステム内にあることを保証するために血液値を取る前に２２５ｍ５の一定時間遅延が設定される。基本的には、血液が血液領域（ｂｌｏｏｃｆ　ｒａｎｇｅ）内のその特定レベルを良く確定し、かつ希釈液あるいは空気のような汚染物質を取除くのに充分な時間を持つことを許容するためにこの遅延が用いられている。２２５ｍ５遅延のあとで、前部センサ５２Ｆの信号レベル値は前部サンプル・保持回路１０２に保持される。

この信号は０．０２Ｖレベルに、あるいはその下にあるが、しかし通常この値よりかなり低い。

制御回路９２の論理は信号が検出されること無くこの０．２ｖレベルに戻れないように配列されている。しかし、もしサイクル中にこの値以上になるならば、これはエラーを示し、かつ合図される。

吸引時間の間に、血液は前部センサ中およびそれを通して流れるので、それは信号レベルとしてチェックされる。

もし以前に言及した８０％ダウンレベルに到達しないと、「血流」信号が通過した場合にエラーが指示される。このエラーは次のようないくつかの条件を示すものであろう。

すなわち、（１）血液がシステムの測定範囲外のものであった、（２）管の空気あるいは管の希釈液が血液の代りに分析器に入れられた、（３）サンプル弁４８が適当に作動（回転）されず、従って以前の血液サンプルが流出されず、そしてシステム中に以前の血液を残した、（４）前部センサ、後部センサのいずれか、あるいは双方のセンサが切離されるかあるいは欠陥がある、（５）吸引された材料の一部分がシステムに入ったが、しかし信号値をしきい値以下に保つには充分な量でなかった。

泡しきい値は泡のような血液中の異物を検出する手段として設定されている。今や前部サンプル・保持回路１０２に蓄積されている前部センサ５２Ｆによって発生された信号値に対して、後部サンプル・保持回路１０４中に蓄積された希釈値と前部サンプル・保持回路１０２上の蓄積・保持血液値の間の差の一部分、すなわち百分率が加算増幅器１１８によって加算される。この信号レベルあるいは信号値は泡しきい値と呼ばれている。泡しきい値は可変である。それは各血液サンプルと共に変化する。この泡しきい値はシステム中の特定の血液の血液レベル値以上に常に設定されている。

この値が設定されると、要求された容積あるいはプリセットされた容積がポンプ１２０によって吸引されてしまうまで血液はシステム内を流れ続ける。前部センサ信号値が設定しきい値以上になると、血液中の汚染物質を示すフラグが設定される。

スタッカー・分析器制御装置（ｓｔａｃｋｅｒ−ａｎａｌｙｚｅｒ　ｃｏｎｔｒ −ｏｌｌｅｒ）から制御回路９２への次の信号は「血液センス」信号である。この時間の間、血液はシステム中およびそれを通して充分光まで移動せねばならず、従って血液は弁４８と後部センサ５２Ｒを通して前部センサ５２Ｆを完全にカバーし、かつ希釈液からの希釈から自由でなくてはならない。この時点で、双方のセンサからの信号は同一でなくてはならない。

「血液センス」信号が分析器制御装置から受信される場合、システム制御回路９２はセンサ５２Ｆと５２Ｒ（双方とも増成信号である）から信号を差動増幅器１０６中に通過することを許す２個のサンプル・保持回路１０２と１０４を反応させる。

前部センサ５２Ｆと後部センサ５２Ｒの各々によって与えられた血液信号が今や比較される。これら２つの信号はお互に一定のプリセット値（±１％）内でなくてはならず、あるいは逆にそれらは希釈液のような汚染物質の無い純粋血液（ｐｕｒｅ　ｂｌｏｏｄ）と同じであり得る。もし２つの信号が血液比較器１１２を介していわゆる差［窓Ｊ　（ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ″ｗｉｎｄｏｗ″）を超えるなら、このエラーは汚染物質を示す合図であり、あるいは血液容積は後部センサ５２Ｒに到達するのに充分でない。次に制御装置は最終状態に進み、サイクルは完了する。

回路は次のサイクルを待ち、そして希釈電解液センス比較信号（「基準センス」）を前と同様に制御回路装置９２に入力させる。

このサイクルの間に、もし初期基準希釈液レベルが数％だけ設定百分率の上あるいは下に分けられるなら、もしプリセットしきい値に達しないか、あるいはそれに達してもレベル以下に留らないか、もし泡が前部センサ信号を泡しきい値より大きくするよう発生するか、あるいはもし血液センス信号レベルがサイクルの終りでその設定限界を満足しないなら、エラーがこれらの条件のいずれかに対して報告され、かついわゆる「フラグ」が設定され、かつそれによってオペレータは通知を受ける。

第６図の曲線は血液が検出領域（ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ　ａｒｅａ）を横切り、かつセンサ５２Ｆの検出器領域を閉塞する全血液が存在する時点が到達する血液の前面波（ｆｒｏｎｔａｌ　ｗａｖｅ）を例示する前部センサ５２Ｆ上の電解希釈液基準レベルの理想化された絵画的表現を例示している。ｒ、［）Ｊは血液縁部（ｂｌｏｏｄ　ｅｄｇｅ）が検出器領域を横切るにつれて移動する距離を表わしている。

グラフの縦軸は３つの部分に分割されている。すなわち、（１）希釈液の百分率、（２）検出器によって発生された電圧、および（３）μＡで表わした電流である。血液の前縁（曲線１）が０．４８２６ｍｍ　（あるいは０．０１９吋）として説明された前部センサの直径、すなわち検出器領域を横切るにつれて、電流レベルは示されたように変化する。グラフの横軸はグラフ中で特定された条件に対する経過時間ならびに流体によってカバーされた検出器領域の変化（０〜０．５ｍｍ）の双方をまた表わしている。

血液の前縁が検出器５２Ｆの円形領域に入り、「０」から出発し、その中を通過するにつれて、電流はよく分るように値を減少しはじめる。と言うのはますまず少ない光しか検出器に透過できないからである。もし理想的に血液が検出器へのすべての光を完全にブロックするなら、これは「０」電流出力を生じる。血液と混合した希釈液を有すると言う理由で血液レベルはそれが８０％レベルになる場合に良く規定されないから、２２５ｍ５の遅延は血液が汚染物質から自由なそれ自身のレベルに達する充分な時間を血液に許容している。「０」から出発する第６図の曲線２で描かれたように泡がシステムに入らないと仮定すると（しばしば遅延の終了に引続いて）、泡は血液き同様に検出器領域を横切り、かつ検出器からの電流出力は曲線２に例示されたように直ちに最大値（点０．４８２６ｍｍにおいて）に上昇する。

この条件はオペレータにエラーを警告するよう直ちに合図される。

もし泡が検出器領域の直径を超えるなら（第６図の右側）、例えばもし泡が検出器領域の直径より長いなら、泡が長さ寸法を減少しかつ血液が再び検出されるまで、検出器からの電流出力は第６図の右側の上側破線に沿って観測されるように高い状態に留まるであろう。

公称電圧値を持つ泡を検出する回路動作の一例が曲線３を参照して述べられている。前部センサ信号出力が８０％ダウン１ノベルに到達すると仮定する。２２５ｍ５の遅延が開始される。この遅延のあとで、血液値は１００μＡあるいは０．ＩＶに保持される。この値に対して、１０００μＡマイナス１００μＡ（血液レベル値）すなわち９００μ八である基準値（希釈電解液）間の差の百分率が加えられる。この９００μＡという値はこの場合に５％（実験的に導かれた許容・感度指数［ｔｏ−Ｉｅｒａｎｃｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ　ｆｉｇｕｒｅ］　）である百分率因数が乗算されて４５μＡとなる。従ってこの時点で泡しきい値は血液レベルである１００μＡプラス４５μＡに等しく、これは９００μＡの５％、すなわち１４５μ八となる。従って、もし前部センサ５２Ｆ上の信号出力が１４５μＡレベル以上に戻るなら、システム中に空気泡が存在し、この状態はオペレータに合図される。

代案として、前に説明されたシステムは例えば制御機能、算術計算、品質チェック等を与えるためにコンピュータを使用して第４Ａ図のように具体化できる。システムスタッカ・分析器コンピュータ（ｓｙｓｔｅｍ　５ｔａｃｋｅｒ−ａｎａｌｙｚｅｒ　ｃｏｍｐｕｔｅｒ）のソフトウェアによって実現されているので、第５図の流れ図は第４Ａ図のブロック図に戻って関係付けられている。

前にも注意したように、任意のサイクルの開始において１２４（「希釈センス」信号の到着に対応して）、双方のセンサ５２Ｆと５２Ｒは希釈電解液を「調査（ｌｏｏｋ　ｔｈｒｏｕｇｈ）Ｊする。

２つのセンサ出力は同一に設定される。これは１００％レベルへの初期規定である。２つのセンサ出力はお互に比較され、システムの電子回路によって以前に固定されたプリセットしきい値に一致しなければならない。２つの出力は以前決定された百分率によってで別々に動くであろう。

前部センサおよび後部センサのアナログ対ディジタル値は第５図の１２６に示されたように読取られる。これらは希釈値である。コンピュータソフトウェアは前部センサと後部センサの間の差が最大受入れ可能値より少いかどうかを次にチェック１２８する。もしそうならこの値は蓄積１３０される。もしそうでないなら、エラーフラグが１３２で示されたように設定され、そしてこの状態はフェール状態（ｆａｉｌｅｄｃｏｎｄｉｔｉｏｎ）とし報告される、すなわち記録１３４される。

次のステップは「血液」信号１３６である。システムは「血液」信号が来るのを待つ１３８゜もしそうでないなら、この待機は信号が受信されるまで続く。信号が受信されると、ソフトウェアは前部センサのＡからＤまでの値を連続的に読取る（１４０）。もしこの信号が後部センサの蓄積値より８０％低い１４２なら、プログラムは続行する。もしそうでないなら、短時間遅延１４４が設定され、そしてシステムは「血流」信号が通過したかどうかの観測をチェックする。

もし「血液」が通過してしまうと、エラーフラグが設定され（１５２）　、１３４に報告される。もし「抑流」が通過してしまわないなら、ループはそれが行なわれるまで続行する。

もし血液が８０％ダウンレベル（前に規定された）に到達すると、遅延１４８は２２５ｍ５に設定され、これは汚染物質から自由なそれ自身の特性によって決定されたレベルに血液が到達し、かつ希釈血液の通過を調整するのに充分な時間と考えられている。しかし、吸引信号が終了し、もし８０％ダウンレベルに決して到達しない場合に、エラーフラグが設定され１５２、そしてこの状態は１３４に報告される。

２２５ｍ５遅延のあとで、ソフトウェアは前部センサの°Ａ／Ｄ値を読取る１５００電子回路は蓄積値が後部センサの蓄積値よりまだ８０％低いかどうかを調べる１５１゜もしそれが２０％レベル以上になるか８０％ダウンレベルになると、エラーフラグが設定され１５２、そ１−てこの状態は１３４に報告される。

もしそれが８０％ダウンレベル（０，２Ｖ）にあるかあるいはそれ以下なら、前部センサの値は蓄積される１５４゜この点で、前部センサ５２Ｆ上の血液値および後部センサ５２Ｒ上の希釈液後部値（ｃｔｉｌｕｅｎｔ　ｒｅａｒ　ｖａｌｕｅ）は保持される（蓄積される）。

コンピュータソフトウェアは蓄積後部センサ値から蓄積前部センサ値を減算する。これは希釈値マイナス血液値である１５６゜希釈値マイナス血液値に５％が乗算される（１５８）。

この結果は蓄積前部センサ値に加算される１６０゜（これは血液値プラス希釈液と血液の間の差の５％値である。）この値は泡しきい値となり、これは１６２において蓄積される。

血液はその時点でシステムを通してなお移動している。

前部センサの信号レベル値が次に読取られる１６８゜ソフトウェアは前部センサの値が泡しきい値より大きいかどうかを決定する１７０゜もしそうなら、検出泡を示すエラーフラグが設定され１７２、かつエラーが１３４に示される。もしそうでないなら、システムソフトウェア「血液センス」信号の到着を待つ。もし「血液センス」信号が到着しないなら、ソフトウェアは前部センサにループバックし１６８、そして信号レベルを再び読取る。このループは「血液センス」信号が到着するまで続行する。他方、もし「血液センス」信号が到着すると、後部センサの値が読取られる１７６゜システムソフトウェアは次に前部センサの値と後部センサから丁度読取った値との間の差を決定し、そしてこの結果が最大受入れ可能信号レベル値より小さいかどうかを調査する１７８゜もしそうでないなら、血液が前部センサと後部センサで同じでないことを示すエラーフラグが設定される１８０゜このエラーは１３４に報告され、指示される。

もしこの結果が最大受入れ可能値レベルより小さいなら、サイクルは完了し、そしてシステムは次のサイクル指令を待機する。新しい指令は次のサイルの検出システムを開始する１８４゜第４図に例示された装置を調整するコンピュータ設備の付加により、泡検出システムは第４Ａ図に例示されたように拡張でき番。例えば、前部センサと後部センサのドリフトを監視する品質制御手段を備えることができ、前に規定したすべての比較は容易、迅速かつ正確に実行できる。前部センサと後部センサ感度差は適度に増大されかつ就中、能力の改善がこの改善によって利用可能となる。

第４Ａ図は付加的組合要素を形成するブロック図を例示している。ここで注意されたように、増幅器９８．１００からの出力は先づアナログスイッチ１８６に供給され、アナログスイッチ１８６は高速スイッチングデバイス特性をもって作用し、従って信号出力は前部センサチャネル５２Ｆから後部センサチャネル５２Ｒに自動的にスイッチできる。アナログスイッチ１８６からの選択出力はアナログ対ディジタル変換器１８８に供給され、これは入り選択アナログ信号をコンピュータシステム１９０へ適用するディジタル形式に変換する。

システム１９０はどのチャネルをそれが調査し、かつアナログスイッチ１８６をそれが閉じるかを決定する。この信号はＡ／Ｄ変換器１８８を通る。コンピュータ１９０はＡ／Ｄ変換器によって実行されたＡ／Ｄ変換を有し、かつＡ／Ｄ変換器はコンピュータに最終変換信号を送る。コンピュータ１９０はバス１９４上でデータすなわちディジタル値を取り、かつ第５図の流れ図で述べられた所要の機能を実行する。

特定の実施例が例示されかつ説明されたとは言え、当業者に対していくつかの変形と修正はその広い態様で本発明から逸脱することなく行えることは明らかであり、従って添付されたクレームの狙いは本発明の精神と範囲内に入るすべてのそのような変形と修正をカバーするものである。

国際調査報告１Ａ１０．ＲＡｌｌａｎａｌＡＤＯ１自ζ１１電瓢ａｎＮｔコ”ＰＣＴ／ｌＪｓ８７１０１９４Ｖ

Claims

【特許請求の範囲】

１．サンプル流体で塞栓を含む汚染物質を検出し、かつサンプル流体の試験に先立って装置オペレータあるいは出力監視デバイスに検出結果を示す電子的試験・監視装置（１０）であって、上記の装置（１０）が、上記の装置（１０）内の種々の制御信号電圧レベルを開始しかつ適用する制御論理手段（９２）と、上記の装置（１０）によって試験するためにサンプル供給（３８）からサンプル流体の一定容積を区分・希釈するサンプル流体区分・希釈弁手段（４８）を含み、上記の区分弁手段（４８）が入力領域（５０Ｆ）と出力領域（５０Ｒ）を有するものにおいて、上記の装置が、上記の弁手段（４８）の上記の入力領域（５０Ｆ）でサンプル流体をセンスし、かつ第１センシング手段の流体のステータスに対して第１ステータス電圧信号レベルを発生する第１センシング手段（５２Ｆ）、上記の弁手段（４８）の上記の出力領域（５０Ｒ）でサンプル流体をセンスし、かつ第２センシング手段の流体のステータスに対して第２ステータス電圧信号レベルを発生する第２センシング手段（５２Ｒ）、第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）によって発生された信号をサンプル・蓄積するサンプリング・蓄積手段（１０２，１０４）、比較の結果として差信号を発生するために上記の第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）からの信号を比較する上記の制御論理手段（９２）と動作上関連する比較手段（１０８，１１０，１１２，１１４）、および上記の差信号が比較されるプリセットしきい値信号レベルを確定するしきい値手段（１１２）であって、上記の制御論理手段（９２）に関連する上記のしきい値信号レベルは、もし上記のステータス差信号が上記のプリセットしきい値レベルにあるかそれより低いなら上記の液体保持ステータス差信号を実効的に通過あるいは受入れるようにされ、もし上記の差信号が上記のしきい値信号レベルより上にあるなら上記の比較の条件を示す上記の液体保持ステータス信号を実効的に拒絶すること、を特徴とする装置。
２．上記の第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）が上記の弁手段（４８）の上記の入力領域（５０Ｆ）と出力領域（５０Ｒ）にそれぞれ接続された光部材（７４）を具えることを特徴とする請求項１記載の装置。
３．上記の各センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）か赤外線光放射発生・受信手段（８４，８６）を含むことを特徴とする請求項１もしくは２記載の装置。
４．上記の各センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）がオリフィス（７６）を備える不透明部材（５６）をさらに具え、このオリフィスは寸法として０．０６０マイクロリットル程度の閉塞材料の検出を許容する上記の各センシング手段に対して上記の流体の流れを横切る光路を備える上記の流体の流れに垂直に配置され、かつここで上記の各センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）は上記のセンシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）を通して流れる上記の流体にまたがるよう適応されていることを特徴とする請求項１もしくは２記載の装置。
５．通過する液状流体サンプルの不透明あるいは密度に関係するベース基準レベル信号を確定するために、上記のセンシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）の信号レベル出力を調整しかつ制御する基準レベル手段（９４，９６）が含まれていることを特徴とする請求項１もしくは２記載の装置。
６．上記のセンシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）を通過する上記の液状流体に対して上記の信号レベルを比較する上記のセンシング手段の双方から基準信号レベル出力を確定するために、上記のセンシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）と上記の弁手段（４８）の双方を高い光透過材料希釈液流体が通過することを特徴とする請求項１記載の装置。
７．上記の制御論理手段（９２）が、第１および第２センシング手段からのステータス信号が異なっていること、あるいは上記のしきい値手段（１１２）からのプリセットしきい値レベル信号が超過していないこと、あるいは空気塞栓あるいは他の汚染物質が上記の装置（１０）の動作の間に検出されること、を示す出力制御信号を備えることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１つに記載の装置。
８．上記のサンプリング・蓄積手段（１０２，１０４）が第１部分（１０２）と第２部分（１０４）を具え、上記のの第１部分（１０２）が上記の第１センシング手段（５２Ｆ）に結合され、上記の第２部分（１０４）が上記の第２センシング手段（５２Ｒ）に結合され、上記のサンプリング・蓄積手段（１０２，１０４）が試験すべき上記の流体の存在に応じて信号を出力する上記の第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）の間の差出力を抽出するために差動増幅器（１０６）に信号出力を発生し、かつ上記の差出力が上記の流体中の汚染物質の存在あるいは不存在を決定するために上記の比較手段（１０８，１１０，１１２，１１４）によって比較されることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１つに記載の装置。
９．電子的試験・監視装置（１０）でサンプル流体中の塞栓を含む汚染物質を検出し、かつサンプル流体の試験に先立って装置オペレータあるいは出力監視装置に検出結果を示す方法であって、上記の装置（１０）が、上記の装置内の種々の制御信号電圧レベルを開始しかつ適用する制御論理手段（９２）と、サンプル供給（３８）からサンプル流体の容積を区分・希釈するサンプル流体区分希釈弁手段（４８）を含み、上記の区分弁（４８）が入力領域（５０Ｆ）と出力領域（５０Ｒ）を有するものにおいて、上記の方法が、上記の入力領域（５０Ｆ）でサンプル流体を第１センシング手段（５２Ｆ）によってセンスし、上記の第１センシング手段の上記の流体のステータスに対してステータス電圧信号レベルを発生し、上記の出力領域（５０Ｒ）で流体を第２センシング手段（５２Ｒ）によってセンスし、上記の第２センシング手段の上記の流体のステータスに対してステータス電圧信号レベルを発生し、上記の第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）によって発生された信号をサンプリング・蓄積し（１０２，１０４）、上記の第１および第２センシング手段（５２Ｆ，５２Ｒ）からの信号を比較し（１０８，１１０，１１２，１１４）、上記の比較の結果として差信号を発生し、および上記の差信号が比較されるプリセットしきい値信号レベルを設定し、もし上記のステータス信号が上記のプリセットしきい債レベルにあるかそれより低いなら上記の差信号を通過するか受入れ（９２）、もし上記の差信号が上記のしきい値信号レベルより上にあるなら上記の比較の状態を示すこと、のステップを特徴とする方法。
１０．上記のステータス電圧レベル（５２Ｆ，５２Ｒ）の各々に上記のサンプリング・蓄積手段（１０２，１０４）によって信号出力を発生し、上記の信号出力を差動増幅器（１０６）に印加し、試験すべき上記の流体の存在に応じて差出力を抽出し、上記の流体中の汚染物質の存在あるいは不存在を決定するために上記の比較手段（１０８，１１０，１１２，１１４）によって上記の差出力を比較すること、のステップを特徴とする請求項９記載の方法。