JPH03216181A - Continuous recording device for oxygen consumption and carbon dioxide release by cells and tissues - Google Patents
Continuous recording device for oxygen consumption and carbon dioxide release by cells and tissuesInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、細胞又は組織による酸素の消費及び二酸化炭
素の放出を連続的に記録するための装置に関し、この装
置は、体積測定原理に基礎を置いており、そして呼吸容
器と補償容器との間に圧力変化の電気的トランスジュー
サーを含み、ここで該電気的トランスジューサーは特定
の張力計ユニットと酸素発生器を含む該呼吸容器とによ
り調節される。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Field of Application] The present invention relates to a device for continuous recording of the consumption of oxygen and the release of carbon dioxide by cells or tissues, which device is based on volumetric principles. and includes a pressure change electrical transducer between the breathing vessel and the compensation vessel, where the electrical transducer is regulated by a specific tension meter unit and the breathing vessel containing an oxygen generator. be done.
組織又は生物体における酸素消費を測定するための一連
の呼吸測定技法がすでに開発されている。A series of respirometry techniques have been developed to measure oxygen consumption in tissues or organisms.
最初の装置は医療において使用される呼吸描写器により
代表されるものであり、その感度は０、消費の一の範囲
に過ぎない。これらの装置で二番目に現われたものは小
動物又は植物の代謝速度の測定のために使用されるマイ
クロスピロメーターにより代表されるものであり、その
感度はｐｉ／分の範囲であった。第三に現われたものは
、ナノリットルの範囲の０２消費の変化を記録すること
ができるマイクロスビロメーター及びオキシグラフのご
とき電子装置で代表されるものである。０２消費の測定
についての文献（Ｔ， Ｊ．Ｂｒａｄｌｅｙ及びＴ，
Ａ，Ｍｉｌｌｅｒ編、Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ
ｉｏｎ ｔｒａｎｓｐｏｒｔ ａｎｄｍｅｔａｂｏｌｉ
ｃ ｒａｔｅ ｉｎ ｉｎｓｅｃｔｓ， Ｓｐｒｉｎｇ
ｅｒ Ｖｏｒｌａｙ，ニューヨーク、ベルリン、ハイデ
ルベルグ、東京、１０１頁を参照のこと）の概観におい
て、本発明者らは高感度を有する呼吸測定装置の通覧を
見出す。The first devices were represented by respiratory delineators used in medicine, whose sensitivity was in the range of 0 and consumption was only in the range of 1. The second generation of these devices was represented by microspirometers used for the measurement of metabolic rates in small animals or plants, the sensitivity of which was in the pi/min range. The third emergence is represented by electronic devices such as microsvirometers and oxygraphs that can record changes in O2 consumption in the nanoliter range. 02 Literature on the measurement of consumption (T. J. Bradley and T.
Edited by A. Miller, Measurement of
ion transport and metaboli
rate in insects, Spring
er Vorlay, New York, Berlin, Heidelberg, Tokyo, page 101), we find a review of respirometry devices with high sensitivity.
例えば、直接体積測定呼吸計、電気分解的呼吸計、酸素
電極を用いるポーラ口グラフ装置、ダイアフラメトリー
（ｄ ｉａｐｈｅｒｏｍｅｔｒ ｉｃ）流過系、赤外線
ＣＤ２分析計等が存在する。For example, there are direct volumetric respirometers, electrolytic respirometers, polar stographs using oxygen electrodes, diapherometric flow systems, infrared CD2 analyzers, and the like.
現在広く使用されている方法は酸素電極を有するオキシ
グラフを用いる。これらは比較的鋭敏で？るが、しかし
ながらこれらは０２濃度の変化に基いて０２消費を間接
的に測定するという欠点を有スる。マイクロエレクトロ
ニクスの発達は、０。A currently widely used method uses an oxygraph with an oxygen electrode. Are these relatively sensitive? However, these have the disadvantage of indirectly measuring O2 consumption based on changes in O2 concentration. The development of microelectronics is 0.
消費のナノリットル／分の変化を記録することを可能に
する非常に鋭敏な装置の構成を可能にする。Allows the construction of a very sensitive device that allows to record nanoliter/min changes in consumption.
走査マイクロレスピログラムと称されるこれらの１つ（
上記参考文献を参照のこと）は小さい移植された昆虫の
器官の代謝的変化を記録するために好結果に使用されて
いる。One of these, called a scanning microrespirogram (
(see references above) have been successfully used to record metabolic changes in small transplanted insect organs.
上記方法の幾つかの欠点は、呼吸容器の容量を１ｍｌ未
満に小さくすることにより０２消費における高感度が得
られたことと関連付けられるであろう。しかしながらこ
れには、測定される対象の呼吸についての利用可能な０
■のかなりの制限が伴っている。呼吸容器中の０■の分
圧低下は代謝速度の低下を惹起し、最終的には測定され
る細胞の死を伴うであろう。従来使用されている方法の
他の欠点は、それらの低い感度のために通常ｍｇの細胞
又は一の細胞懸濁液という多量の細胞を用いたと言うこ
とである。これらはまた、液中での○２の拡散速度が気
相中に比べて約５００． ０００． ０００倍低いので
、酸素の供給を増加するための測定される細胞懸濁液の
激しい混合／水浴／液体温度制御媒体を用いた。Some drawbacks of the above method may be associated with the high sensitivity in 02 consumption obtained by reducing the volume of the breathing container to less than 1 ml. However, this requires the available zero for the subject's respiration to be measured.
■It comes with considerable limitations. A partial pressure drop of 0 in the breathing vessel will cause a decrease in the metabolic rate and will eventually be accompanied by measured cell death. Another drawback of previously used methods is that, due to their low sensitivity, large amounts of cells were used, usually mg of cells or one cell suspension. These also show that the diffusion rate of ○2 in liquid is about 500% higher than that in gas phase. 000. 000 times lower, vigorous mixing of the measured cell suspension/water bath/liquid temperature control medium was used to increase the oxygen supply.
これらの欠点は本発明において記載される装置により容
器に除去され、この装置は呼吸容器と補償容器との間の
鋭敏な電子的トランスジューサーを用い、ここで電気的
トランスジューサーは特別な張力計ユニットにより調節
され、そして呼吸容器は酸素発生器を含む。張力計ユニ
ットは電子的トランスジューサーに、及び測定感度に依
存して酸素の発生を開始し、持続及び速度を調節するた
めの回路を介して酸素発生器に連結される。電子的トラ
ンスジューサーは、該電子トランスジューサーの空間を
２個の等しい部分に分ける内径６〜２０ｍｍで厚さ０．
０１〜０．０８ｍｍの膜上に位置する半導体ストレーン
ゲージにより構成され、ここで該膜の各側の電子的トラ
ンスジューサーの内部空間は１〜３００ Ｉｉｌであり
、そして前記等しい部分は調整ネジの輪により一緒に保
持される。These drawbacks are eliminated by the device described in the present invention, which uses a sensitive electronic transducer between the breathing container and the compensation container, where the electrical transducer is connected to a special tension meter unit. and the breathing container includes an oxygen generator. The tensiometer unit is connected to an electronic transducer and to an oxygen generator via a circuit for initiating and regulating the duration and rate of oxygen generation depending on the measurement sensitivity. The electronic transducer has an inner diameter of 6 to 20 mm and a thickness of 0.0 mm, dividing the space of the electronic transducer into two equal parts.
It consists of a semiconductor strain gauge located on a 0.01-0.08 mm membrane, where the internal space of the electronic transducer on each side of the membrane is 1-300 Iil, and the equal portion is the ring of the adjustment screw. held together by.
本発明の装置の主たる利点は、生物体により用いられた
量の酸素を呼吸セル内に電気分解的に生成された同じ量
の酸素により定期的に置換する点にある。この配置が、
全測定期間にわたりある程度一定の酸素分圧のもとて且
つ非常に高感度で代謝変化の長時間の記録を可能にする
。電子的圧力トランスジューサーの非常に高い感度のた
め、小さい組織サンプルでの代謝変化の十分に自動化さ
れた長時間のスキャンニングを分当り数ピコリットルの
０２又はＣＯ２ という精度で行うことを可能にする。The main advantage of the device of the invention is that the amount of oxygen used by the organism is periodically replaced by the same amount of oxygen produced electrolytically within the breathing cell. This arrangement is
It enables long-term recording of metabolic changes with extremely high sensitivity under a somewhat constant oxygen partial pressure over the entire measurement period. The extremely high sensitivity of electronic pressure transducers allows well-automated long-term scanning of metabolic changes in small tissue samples with an accuracy of a few picoliters of CO2 per minute. .
この装置の他の利点は、非常に高い感度のため非常に小
量の組織を、例えば肩の範囲で、又は非常に小体積の組
織培養懸濁液を、例えば１４以下で使用することができ
る点にある。測定対象の小寸法が、培養中のほとんどの
細胞にとって有害な振とう又は撹拌を伴わないで細胞へ
の０２の満足すべき拡散を保証する。大きな寸法の呼吸
コン／ Ｎｌートメントを用いることにより、本発明の
装置は培地又は大きな生物体、例えば昆虫、発芽中の植
物、実験室動物そして人体においてさえ、代謝変化をモ
ニターするための万能マイクロレスピログラフとして使
用することができる。Another advantage of this device is that due to its very high sensitivity, very small amounts of tissue can be used, e.g. in the shoulder area, or very small volumes of tissue culture suspensions, e.g. At the point. The small dimensions of the object to be measured ensure a satisfactory diffusion of 02 into the cells without shaking or agitation, which is harmful to most cells in culture. By using the large dimensions of the respiratory condensate/Nl solution, the device of the present invention becomes a versatile microreactor for monitoring metabolic changes in culture media or large organisms, such as insects, germinating plants, laboratory animals, and even the human body. Can be used as a spirograph.
本発明の装置は機械的部材及び電子的部材のダイアダラ
ムを示す下記のスヰームにより例示される。The apparatus of the present invention is illustrated by the diagram below showing a diaphragm of mechanical and electronic components.
すなわち、補償容器及び呼吸容器２が電子的トランスジ
ューサー３の膜１６により分離される。さらに、これら
の容器は、０．７世より小さい内径を有する連結チュー
ブ９を介して、内部空間を大気に開閉することができる
バルブ４に連結されている。バルブ４はパネル上のスイ
ッチからの又はスイッチ１４からの指令を受理するモー
ター６により制御され、スイッチ１４の場合、指令は、
測定感度に依存して酸素の発生の自動的開始、持続及び
速度を調節するための回路１２から来る。便宜上、呼吸
容器２は全装置の直接的容積補正のための注射器７に連
結される。電子的圧力トランスジューサ−３、連結チュ
ーブ９及びバルブ４はすべて温度緩衝材として作用する
内部金属コンパートメント５内に置かれる。さらに、内
部金属コンパートメント５、補償容器１、呼吸容器２、
マイクロシリンジ７及びモーター６は、温度調節ユニッ
ト１７に機能的に連結された外部断熱コンパートメント
８内に置かれる。That is, the compensating vessel and the breathing vessel 2 are separated by the membrane 16 of the electronic transducer 3. Further, these containers are connected to a valve 4 that can open and close the internal space to the atmosphere via a connecting tube 9 having an inner diameter smaller than 0.7 mm. The valve 4 is controlled by a motor 6 which receives commands from a switch on the panel or from a switch 14, in which case the command is:
comes from a circuit 12 for regulating the automatic initiation, duration and rate of oxygen generation depending on the measurement sensitivity. Conveniently, the breathing container 2 is connected to a syringe 7 for direct volume correction of the entire device. Electronic pressure transducer 3, connecting tube 9 and valve 4 are all placed within an internal metal compartment 5 which acts as a temperature buffer. Furthermore, an internal metal compartment 5, a compensating vessel 1, a breathing vessel 2,
The microsyringe 7 and the motor 6 are placed in an external insulated compartment 8 operatively connected to a temperature regulation unit 17 .
電子的トランスジューサーは、該電子的トランスジニー
サ−３の空間を２つの等しい部分に分ける、内径６〜２
０口で厚さ０．０１〜０．０８闘の膜１６上に置換する
半導体ストレーンゲージ１５により構成され、ここで膜
１６の各側上の電子的トランスジ二−サー３の内部空間
は１〜３００Ｉであり、そして前記等しい部分は調整ネ
ジ１８の輪により一緒に保持される。電子的トランスジ
ューサー３のストレーンゲーシ１５は特別の張力計ユニ
ット１１のインプットに連結され、そのアウトプットシ
グナルは測定感度に依存して酸素の発生の自動的開始、
持続及び速度を調節する回路１２に導かれる。同時に、
シグナルは記録及びコンピューター装置１３に行き、こ
れは測定感度に依存して酸素の発生の自動的開始、持続
及び速度を調節するための回路１２にインターフェース
連結している。補償容器もまた、酸素発生器１０のため
の電極を備えているがしかしこれらは連結されていない
。The electronic transducer has an inner diameter of 6 to 2, dividing the space of the electronic transducer 3 into two equal parts.
It consists of a semiconductor strain gauge 15 disposed on a membrane 16 with a thickness of 0.01 to 0.08 mm, where the internal space of the electronic transducer 3 on each side of the membrane 16 is 0.01 to 0.08 mm thick. 300I, and the equal parts are held together by a ring of adjustment screws 18. The strain gauge 15 of the electronic transducer 3 is connected to the input of a special tensiometer unit 11, the output signal of which, depending on the measurement sensitivity, automatically initiates the evolution of oxygen,
It is led to a circuit 12 that adjusts duration and speed. at the same time,
The signal goes to a recording and computer device 13, which interfaces to a circuit 12 for regulating the automatic initiation, duration and rate of oxygen generation depending on the measurement sensitivity. The compensating vessel is also equipped with electrodes for the oxygen generator 10, but these are not connected.
本装置の主たる電子的部分は、ストレーンゲージブリッ
ジを使用する場合の測定のために商業的に設計された特
別の張力計ユニットにより代表される。これは電子的ト
ランスジューサー３のストレーンゲージ１５に、膜１５
の機械的変形により変調される安定化されたブリッジ供
給電流を提供し、これはさらに増幅され、解読されそし
てアウトプットシグナルに変換され、このシグナルは測
定感度に依存して酸素発生の自動的開始、持続及び速度
の調節のための回路１２に行く。同時に、シグナルは記
録及びコンピューター装置１３のインプットに行き、こ
の装置は線形記録計、オッシロスコープ又はコンピュー
ターのＡ／Ｄコンバーターにより代表される。測定感度
に依存しての酸素発生の自動的開始、持続及び速度の調
節回路１２はバルブ４の開閉のためのモーター６の機能
を調節することができ、又はあらかじめ調整された電気
的バルブに従って酸素発生器１０の機能を調節すること
ができる。酸素発生器１０は一般的電気分解原理で働き
、これは白金（＋）及び銅（一）電極から成り、これら
はオゾンの生成を防止するためにＣｕＳＤ＜含有１％Ｆ
ｅｓＯ４中に浸漬される。すでに知られている電気分解
的呼吸計（前記参照文献を参考のこと）とは非常に対象
的に、本発明の装置は０２消費の測定のために電気分解
原理を使用しない。この原理はここでは選択された限界
内での圧力変化の自動スキ二ンニングのため及びさらに
測定対象により消費された酸素の置換のためにのみ用い
られる。The main electronic part of the device is represented by a special tensiometer unit, commercially designed for measurements when using strain gauge bridges. This is applied to the strain gauge 15 of the electronic transducer 3 and the membrane 15
provides a stabilized bridge supply current modulated by the mechanical deformation of the , goes to circuit 12 for duration and speed adjustment. At the same time, the signal goes to the input of a recording and computer device 13, which device is represented by a linear recorder, an oscilloscope or an A/D converter of the computer. A regulating circuit 12 for the automatic initiation, duration and rate of oxygen production depending on the measurement sensitivity can regulate the function of the motor 6 for opening and closing the valve 4 or for oxygen production according to a pre-adjusted electrical valve. The functionality of generator 10 can be adjusted. The oxygen generator 10 works on the general electrolysis principle, which consists of platinum (+) and copper (1) electrodes, which contain CuSD<1% F to prevent the formation of ozone.
Soaked in esO4. In sharp contrast to already known electrolytic respirometers (see references above), the device of the invention does not use the electrolytic principle for the measurement of 02 consumption. This principle is used here only for the automatic skinning of pressure changes within selected limits and also for the replacement of the oxygen consumed by the measuring object.
この装置における酸素消費の真の測定及び自動ゼロ圧調
節は電子的トランスジューサー３、張力計ユニット１１
、並びに測定感度に依存しての酸素発生の自動的開始、
持続及び速度のための調節回路１２の共働に基いて実現
される。True measurement of oxygen consumption and automatic zero pressure adjustment in this device includes electronic transducer 3, tensiometer unit 11
, as well as automatic initiation of oxygen generation depending on the measurement sensitivity,
It is realized based on the cooperation of the regulation circuit 12 for duration and speed.
測定を開始する前にバルブ４は「開」の位置になければ
ならない。酸素発生器１０のための必要な電気的バルブ
は、測定感度に依存しての酸素の発生の自動的開始、持
続及び速度のための調節回路１２で調節される。他の調
整は、張力計ユニット１１における要求される感度の選
択、及び酸素発生器１０の電極への電流強度の調整を含
む。後者の調整はまた、測定感度に依存しての酸素発生
の開始及び速度のための調節回路においても行われる。Valve 4 must be in the "open" position before starting the measurement. The necessary electrical valves for the oxygen generator 10 are regulated in a regulating circuit 12 for automatic initiation, duration and rate of oxygen generation depending on the measurement sensitivity. Other adjustments include selecting the required sensitivity in the tensiometer unit 11 and adjusting the current intensity to the electrodes of the oxygen generator 10. The latter adjustment also takes place in the regulating circuit for the initiation and rate of oxygen evolution depending on the measurement sensitivity.
測定されるべき対象はＣＤ２吸収剤と共に呼吸容器２に
入れられ、この容器は次に電子的トランスジューサー３
の対応する出口に連結される。多数のミニチュアバルブ
（図示されていない）を通して電子的トランスジューサ
ー３への連結を切り替えるように、すべてが断熱コンパ
ートメント８内に位置する幾つかの呼吸容器２を同時に
本装置は有することができる。The object to be measured is placed in a breathing container 2 together with a CD2 absorber, which is then connected to an electronic transducer 3
connected to the corresponding outlet of. The device can have several breathing vessels 2 at the same time, all located in an insulated compartment 8, so as to switch the connection to the electronic transducer 3 through a number of miniature valves (not shown).
温度平衡の１０〜１５分間の後、バルブ４を「閉」の位
置にすることにより実際の測定を開始し、これはスイッ
チ１４を通して来る電気シグナル又は主パネルから直接
来るシグナルを用いて行われる。After 10-15 minutes of temperature equilibration, the actual measurement is started by placing the valve 4 in the "closed" position, which is done using an electrical signal coming through the switch 14 or a signal coming directly from the main panel.
この時点以後、記録及びコンピューター装置１３は、消
費された酸素の量に直接比例すべき呼吸容器２内の機械
的圧力の低下を示すであろう。この値が調節回路１２で
所定のレベルに達した時、そのリレーが活性化され、そ
して電流がスイッチ１４に提供されるであろう。電流は
次にバルブ４の回転を生じさせ続いて補償容器１及び呼
吸容器２の中の圧力を平衡化するか、あるいは酸素発生
器１０中で酸素を発生せしめ、この場合その速度及び持
続は、測定感度に依存しての酸素の発生の開始、特続及
び速度のための調節回路１２中にあらかじめプログラム
されている。酸素の発生が停止した時点で記録及びコン
ピューター装置３が初期ゼロ圧を表示し、そして次のス
キャンニングサイクルが自動的に反復される。From this point on, the recording and computing device 13 will show a decrease in mechanical pressure within the breathing vessel 2, which should be directly proportional to the amount of oxygen consumed. When this value reaches a predetermined level in the regulation circuit 12, the relay will be activated and current will be provided to the switch 14. The current then causes the rotation of the valve 4 to subsequently equalize the pressure in the compensating vessel 1 and the breathing vessel 2, or to generate oxygen in the oxygen generator 10, the rate and duration of which is Pre-programmed in the regulating circuit 12 for the initiation, progression and rate of oxygen evolution depending on the measurement sensitivity. Once oxygen evolution has ceased, the recording and computer device 3 will display an initial zero pressure and the next scanning cycle will be automatically repeated.
本発明の装置は分当りナノリットル又はピコリットル量
の酸素消費を測定するために使用することができ、これ
は種々の生物学的過程の経過及び効率の日常的モニター
のために特に有用である。The device of the invention can be used to measure oxygen consumption in nanoliter or picolitre amounts per minute, which is particularly useful for routine monitoring of the progress and efficiency of various biological processes. .
微生物、組織培養調製物の代謝活性を記録するため、進
行中の細胞サイクルの研究のため、小移植動物又は植物
組織等の代謝速度を測定するた約に、細胞懸濁液の少量
のマイクロリットル以下のサンプルの呼吸活性を長時間
モニターするた約に有用である。本装置はまた、全体生
物例えば昆虫又は昆虫の卵、植物の種子又は発芽中の実
生、動物又は植物器官の生物工学的断片の代謝活性の測
定のために適当であり、そして幾らかの変更の後本装置
は実験室動物に対する種々の化学物質の薬理動態の研究
のための非常に鋭敏な多芸な呼吸計として使用すること
ができる。For recording the metabolic activity of microorganisms, tissue culture preparations, for studies of ongoing cell cycles, for measuring the metabolic rate of small explanted animal or plant tissues, etc., small microliter volumes of cell suspensions. Useful for long-term monitoring of respiratory activity in samples such as: The device is also suitable for the measurement of the metabolic activity of whole organisms such as insects or insect eggs, plant seeds or germinating seedlings, bioengineered fragments of animal or plant organs, and with some modifications. Afterwards, this device can be used as a very sensitive and versatile respirator for the study of pharmacokinetics of various chemicals on laboratory animals.
第１図は本発明の装置の模式図である。 図中、１は補償容器、 ２は呼吸容器、 ３はトランスジューサー １０は酸素発生器、 １１は張力計ユニット、 １２は調節回路 をそれぞれ示す。 手 続 補 正 書（方式） 平成 ３年 ３ 月 ３ 日 FIG. 1 is a schematic diagram of the apparatus of the present invention. In the figure, 1 is a compensation container, 2 is a breathing container, 3 is the transducer 10 is an oxygen generator, 11 is a tension meter unit; 12 is an adjustment circuit are shown respectively. hand Continued Supplementary Positive book (method) Heisei 3 years 3 Month 3 Day
Claims (1)
補償容器との間の圧加変化の電子的トランスジューサー
を含み、該電子的トランスジューサーが特別の張力計ユ
ニットにより調節されそして前記呼吸容器が酸素発生器
を含んでいる、細胞又は組織による酸素の消費及び二酸
化炭素の放出を連続記録するための装置において、前記
張力計ユニットが前記トランスジューサーに、及び測定
感度に依存して酸素発生の自動的開始、持続及び速度を
調節するための回路を介して酸素発生器に連結されてい
ることを特徴とする装置。 ２、前記電気的トランスジューサーが、該電子的トラン
スジューサーの空間を２つの等しい部分に分ける内径６
ｍｍ〜２０ｍｍで厚さ０．０１〜０．０８ｍｍの膜上に
位置する半導体歪ゲージにより構成されており、該膜の
各側の該電気的トランスジューサーの空間が１〜３００
μｌであり、そして前記等しい部位が調整ネジの輪によ
り一緒に保持されていることを特徴とする、請求項１に
記載の装置。Claims: 1. Based on the volumetric principle and comprising an electronic transducer of pressure changes between the breathing container and the compensation container, the electronic transducer being transduced by a special tensiometer unit. In an apparatus for continuous recording of oxygen consumption and carbon dioxide release by cells or tissues, the tensiometer unit is connected to the transducer and to the measurement sensitivity. A device characterized in that it is connected to an oxygen generator via a circuit for dependently regulating the automatic initiation, duration and rate of oxygen generation. 2. The electrical transducer has an internal diameter 6 that divides the space of the electronic transducer into two equal parts.
It consists of a semiconductor strain gauge located on a membrane of 0.01 to 0.08 mm thickness by 20 mm to 20 mm, and the electrical transducer spacing on each side of the membrane is 1 to 30 mm.
2. Device according to claim 1, characterized in that the equal parts are held together by a ring of adjustment screws.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CS896061A CZ606189A3 (en) | 1989-10-26 | 1989-10-26 | Microrespirograph for evaluating biotechnological processes and metabolic alternation in cells, tissues and organisms |
| CS6061-89 | 1989-10-26 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03216181A true JPH03216181A (en) | 1991-09-24 |
Family
ID=5406806
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28742190A Pending JPH03216181A (en) | 1989-10-26 | 1990-10-26 | Continuous recording device for oxygen consumption and carbon dioxide release by cells and tissues |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH03216181A (en) |
| CZ (2) | CZ246U1 (en) |
| DE (1) | DE4034174A1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06121667A (en) * | 1992-10-13 | 1994-05-06 | Shimadzu Corp | Cell culture device |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4340098A1 (en) * | 1993-11-25 | 1995-06-01 | Koop Winfried Dr Agr | Microbial biomass measuring appts. |
| CA2448762A1 (en) * | 2001-05-30 | 2002-12-12 | Disan, Inc. | Pressure transduced chemical assay and method |
| GB2549064B (en) * | 2016-02-23 | 2020-11-04 | Burke Daniel | Oxygen depletion test apparatus and method |
-
1989
- 1989-10-26 CZ CZ1993446U patent/CZ246U1/en unknown
- 1989-10-26 CZ CS896061A patent/CZ606189A3/en unknown
-
1990
- 1990-10-26 JP JP28742190A patent/JPH03216181A/en active Pending
- 1990-10-26 DE DE19904034174 patent/DE4034174A1/en not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06121667A (en) * | 1992-10-13 | 1994-05-06 | Shimadzu Corp | Cell culture device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4034174A1 (en) | 1991-05-02 |
| CZ606189A3 (en) | 1993-10-13 |
| CZ246U1 (en) | 1993-03-24 |
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