JPH0352020B2 - - Google Patents
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- JPH0352020B2 JPH0352020B2 JP60101117A JP10111785A JPH0352020B2 JP H0352020 B2 JPH0352020 B2 JP H0352020B2 JP 60101117 A JP60101117 A JP 60101117A JP 10111785 A JP10111785 A JP 10111785A JP H0352020 B2 JPH0352020 B2 JP H0352020B2
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- sensitivity
- electrode
- calibration
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は自動分析装置に係り、特に液体試料中
の成分を分析する自動分析装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of Application of the Invention] The present invention relates to an automatic analyzer, and particularly to an automatic analyzer for analyzing components in a liquid sample.
液体試料中の成分、特に血液中のガス成分
（PH：水素イオン濃度、Pco2：二酸化炭素ガス分
圧、Po2：酸素ガス分圧）、電解質成分（Na：ナ
トリウムイオン濃度、Ｋ：カリウムイオン濃度、
Cl：塩素イオン濃度等）を分析する自動分析装置
においては、電極と呼ばれる各種電気化学的セン
サを用いてこれらの血液中の成分の分析を行つて
いた（例えば、「血液ガス測定の基礎と実際一測
定上の諸問題を中心として−」真興交易医書出版
部昭和48年３月26日発行。）。これらの各種電極は
温度あるいは電極そのものの特性の変動等により
経時的に感度が変化を起こしやすい。そこで、従
来これらの電極を用いた自動分析装置の多くのも
のは、一定時間（通常２〜８時間）毎に装置に内
蔵している標準液体試料を自動的に分析し、電極
の感度変化の補正、すなわち較正を行う機能を有
している。また、較正によつて得られた電極の感
度は装置に記憶されCRT等の表示装置に表示す
る等の手段により常時操作者が確認できるととも
に、一定範囲内に感度が入らない場合には警報を
出力し、再度の較正あるいは電極の交換等を促す
機能も有していた。
Components in liquid samples, especially gas components in blood (PH: hydrogen ion concentration, Pco 2 : carbon dioxide gas partial pressure, Po 2 : oxygen gas partial pressure), electrolyte components (Na: sodium ion concentration, K: potassium ion concentration,
Automatic analyzers that analyze chlorine ion concentration (Cl: chloride ion concentration, etc.) use various electrochemical sensors called electrodes to analyze these components in blood. (Published by Shinko Trading Medical Book Publishing Department, March 26, 1972). The sensitivity of these various electrodes tends to change over time due to changes in temperature or characteristics of the electrode itself. Therefore, many conventional automatic analyzers using these electrodes automatically analyze a standard liquid sample built into the device at fixed intervals (usually 2 to 8 hours) to detect changes in electrode sensitivity. It has a function to perform correction, that is, calibration. In addition, the sensitivity of the electrode obtained through calibration is stored in the device and can be checked by the operator at any time by displaying it on a display device such as a CRT, and an alarm is issued if the sensitivity does not fall within a certain range. It also had a function to output output and prompt for recalibration or electrode replacement.
これらの自動分析装置では、測定データの計算
を行うための最新の１回の較正により得られた電
極の感度を記憶し血液の分析を行つているため
に、分析時の電極の感度を知ることは可能であ
る。そのために、電極の感度不良によつて誤つた
分析結果を得る危険を防ぐことができる。しか
し、最新の１回の較正により得られた電極の感度
しか装置記憶されていないため、特に夜間等の操
作者のいない較正時に発生した一過性の電極の感
度の変動についてはその後に行われた較正により
記憶装置から削除されてしまうためにこれら一過
性に変動して感度を後から表示することができな
い。したがつて、この間に行われた血液の分析で
電極の感度の変動により正しくない測定結果が得
られたとしても、後から測定結果が信頼性がある
か否かを確認することができない等の欠点を有し
ていた。これら一過性の電極の変動は、標準液試
料の異常や機械のハード面での異常等種々のもの
が考えられることから、かかる感度に基づいて測
定された測定結果の信頼性が充分とは言えない問
題点が生じていた。 These automatic analyzers store the electrode sensitivity obtained from the latest one-time calibration to calculate measurement data and perform blood analysis, so it is difficult to know the electrode sensitivity at the time of analysis. is possible. Therefore, it is possible to prevent the risk of obtaining erroneous analysis results due to poor sensitivity of the electrodes. However, since only the electrode sensitivity obtained from the most recent calibration is stored in the device's memory, temporary fluctuations in electrode sensitivity that occur during calibration when no operator is present, such as at night, cannot be corrected afterward. Since the sensitivity is deleted from the storage device by the calibration, the sensitivity cannot be displayed later due to these temporary fluctuations. Therefore, even if an incorrect measurement result is obtained in a blood analysis performed during this period due to fluctuations in electrode sensitivity, it may not be possible to confirm later whether the measurement result is reliable or not. It had drawbacks. These transient electrode fluctuations can be caused by various reasons such as an abnormality in the standard solution sample or an abnormality in the hardware of the machine, so the reliability of the measurement results based on such sensitivity is not sufficient. There was a problem that could not be addressed.
特開昭58−50942号公報には、センサを較正す
る手段、較正データを記憶する手段、較正データ
を測定装置に転送する手段等を備えた分析装置が
開示されている。しかし、この装置においても、
過去の較正データを保存しておく点については考
慮されていない。 Japanese Unexamined Patent Publication No. 58-50942 discloses an analyzer equipped with means for calibrating a sensor, means for storing calibration data, means for transmitting calibration data to a measuring device, and the like. However, even with this device,
No consideration is given to storing past calibration data.
本発明の目的は、信頼性の高い測定結果を得る
ことができる自動分析装置を提供することにあ
る。
An object of the present invention is to provide an automatic analyzer that can obtain highly reliable measurement results.
上記目的を達成するために、本発明は過去の複
数の較正によつて得られた測定部の感度を時間信
号に対応させて累積記憶し、記憶された感度のう
ちの任意の感度や該感度にもとづいて測定された
測定データを後から表示できるようにして一過性
の変動を後から確認することができるようにした
ことを特徴とする自動分析装置である。
In order to achieve the above object, the present invention cumulatively stores the sensitivities of the measurement unit obtained through a plurality of past calibrations in correspondence with time signals, and stores any sensitivity among the stored sensitivities or the sensitivity. This automatic analyzer is characterized in that the measurement data measured based on the above data can be displayed later, so that transient fluctuations can be confirmed later.
本発明の構成においては、過去の感度が記憶さ
れているために、目的成分を含む検体の測定結果
が、一過性の変動をきたした感度によるものであ
るか、それとも電極の経時的な変化によつて得ら
れた感度によるものかを確認することができる。
したがつて、検体の目的成分の測定結果が、たと
え正常値範囲内にあつたとしても一過性の感度の
変動による場合は信頼性のおけないデータである
ことを確認することができる。このために、測定
結果の信頼性は大きく向上することになるもので
ある。 In the configuration of the present invention, since past sensitivities are stored, it is possible to determine whether the measurement results of a sample containing a target component are due to transient fluctuations in sensitivity or due to changes in the electrode over time. It can be confirmed whether this is due to the sensitivity obtained by
Therefore, even if the measurement result of the target component of the specimen is within the normal value range, it can be confirmed that the data is unreliable if it is due to a transient sensitivity fluctuation. For this reason, the reliability of the measurement results will be greatly improved.
次に、本発明に係る自動分析装置の実施例を添
付図面に従つて詳説する。
Next, embodiments of the automatic analyzer according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
第１図は、自動分析装置のうち血液ガス分析装
置の一実施例の概略構成を示したものである。 FIG. 1 shows a schematic configuration of an embodiment of a blood gas analyzer among automatic analyzers.
図において、測定電極および流路機構等によつ
て構成される測定ユニツト１には、血液等の液体
試料を吸引するサンプリングローブ２および電極
の感度の較正の標準となる標準液を内蔵する標準
液ボトル３Ａおよび標準液ボトル３Ｂが接続され
ている。液体資料および各標準液は上記測定ユニ
ツト１内の流路機構を介して測定電極に導入され
るようになつている。 In the figure, a measurement unit 1 consisting of a measurement electrode, a flow path mechanism, etc. includes a sampling lobe 2 that aspirates a liquid sample such as blood, and a standard solution containing a standard solution that serves as a standard for calibrating the sensitivity of the electrode. A bottle 3A and a standard solution bottle 3B are connected. The liquid sample and each standard solution are introduced into the measuring electrode via the flow path mechanism within the measuring unit 1.
測定ユニツト１は制御用信号ケーブル４および
アナログ信号ケーブル５により制御ユニツト６と
接続している。この制御ユニツト６は制御用信号
ケーブル４を介して、測定ユニツト１内の流路機
構を制御し、液体試料の測定、標準液による電極
感度の較正等を行い、測定ユニツト１内の電極の
アナログ信号をアナログ信号ケーブル５を介して
取り込み、液体試料中の血液ガス成分濃度の演算
および電極感度の演算を行つている。 The measuring unit 1 is connected to a control unit 6 by a control signal cable 4 and an analog signal cable 5. This control unit 6 controls the flow path mechanism within the measurement unit 1 via the control signal cable 4, performs liquid sample measurement, calibration of electrode sensitivity using a standard solution, etc. Signals are taken in via the analog signal cable 5, and the concentration of blood gas components in the liquid sample and electrode sensitivity are calculated.
また、制御ユニツト６は表示装置７、入力装置
８および記憶装置９とそれぞれデイジタル信号ケ
ーブル１０，１１，１２により接続している。 Further, the control unit 6 is connected to a display device 7, an input device 8, and a storage device 9 through digital signal cables 10, 11, and 12, respectively.
表示装置７は制御ユニツト６により演算された
液体試料中の血液ガス成分濃度、電極の感度等の
表示を行う。 The display device 7 displays the concentration of blood gas components in the liquid sample, the sensitivity of the electrodes, etc. calculated by the control unit 6.
入力装置８はデイジタル信号ケーブル１１を介
して、測定開始の指示等を制御ユニツト６に対し
て行う。 The input device 8 instructs the control unit 6 to start measurement via the digital signal cable 11.
記憶装置９はフレキシブルデイスクよりなり、
制御ユニツト６により演算された液体試料中の血
液ガス成分濃度を測定の行われた日時とともに最
大256試料分記憶し、また制御ユニツト６により
演算された電極の感度を較正の行われた日時とと
もに最大32回の較正分記憶することができる。 The storage device 9 consists of a flexible disk,
The concentration of blood gas components in the liquid sample calculated by the control unit 6 is stored together with the date and time of measurement for a maximum of 256 samples, and the sensitivity of the electrode calculated by the control unit 6 is stored at the maximum along with the date and time of calibration. Can store 32 calibrations.
電極の感度の較正は、第２図に示す電極感度の
較正フローチヤートに基づき行われる。まず、制
御ユニツト６の較正開始指示（201）により標準
液ボトル３Ａ内の標準液Ａが測定ユニツト１内に
吸引される（202）。次に、測定ユニツト１内に比
較電極液が吸引され比較電極液絡形成（203）が
なされ、測定電極の出力の基準を決定することが
できる。 Calibration of electrode sensitivity is performed based on the electrode sensitivity calibration flowchart shown in FIG. First, in response to a calibration start instruction (201) from the control unit 6, the standard solution A in the standard solution bottle 3A is sucked into the measurement unit 1 (202). Next, a reference electrode liquid is drawn into the measuring unit 1 to form a reference electrode liquid junction (203), and the reference for the output of the measuring electrode can be determined.
この基準とされた出力に基づき測定電極の電極
出力が測定され（204）、測定ユニツト１から制御
ユニツト６へアナログ信号ケーブル５を介して測
定結果が送られ、制御ユニツト６において出力電
圧が演算される（205）。 The electrode output of the measurement electrode is measured based on this reference output (204), the measurement result is sent from the measurement unit 1 to the control unit 6 via the analog signal cable 5, and the output voltage is calculated in the control unit 6. (205).
同様に、標準液Ｂが測定ユニツト１に吸引され
（206）、比較電極液絡形成（207）の後に電極出力
測定（208）がなされ、この測定値が制御ユニツ
ト６へ送られ出力電圧が演算される（209）。 Similarly, the standard solution B is sucked into the measurement unit 1 (206), and after the comparison electrode liquid junction is formed (207), the electrode output is measured (208), and this measured value is sent to the control unit 6 to calculate the output voltage. be done (209).
上記２つの標準液によつて得られた出力電圧の
演算結果から、制御ユニツト６内では、横軸に標
準液の濃度、縦軸に電圧をとつたグラフから検量
線が作成され、この検量線の傾きから電極の感度
が演算される（210）。そして、感度の値およびそ
の較正が行われた日時が制御ユニツト６からデイ
ジタル信号ケーブル１２を介して記憶装置９に送
られ、この記憶装置９で感度および日時が記憶さ
れる（211）。 Based on the calculation results of the output voltages obtained with the two standard solutions mentioned above, a calibration curve is created in the control unit 6 from a graph with the concentration of the standard solution on the horizontal axis and the voltage on the vertical axis. The sensitivity of the electrode is calculated from the slope of (210). Then, the sensitivity value and the date and time when the calibration was performed are sent from the control unit 6 to the storage device 9 via the digital signal cable 12, and the sensitivity and date and time are stored in the storage device 9 (211).
このような電極の感度の較正は、制御ユニツト
６の制御により所定時間度に繰り返すことができ
る。本実施例にかかる血液分析装置では、通常４
時間毎に較正が行われる。記憶装置９では32回分
の較正結果を記憶することができるようになつて
いる。32回以降の較正によつて得られた電極の感
度は、もつとも古い較正により得られた電極の感
度に置き換わつて記憶装置９において記憶され
る。したがつて、記憶装置９内には常時最新の32
回分の較正により得られた電極の感度が記憶され
ている。この感度の記憶分は、通常の血液分析操
作において約２日半分に相当するものである。 Such calibration of the sensitivity of the electrodes can be repeated at predetermined intervals under the control of the control unit 6. In the blood analyzer according to this embodiment, normally 4
Calibration is performed hourly. The storage device 9 is capable of storing 32 calibration results. The electrode sensitivities obtained through the 32nd and subsequent calibrations are stored in the storage device 9, replacing the electrode sensitivities obtained through the oldest calibrations. Therefore, the latest 32
The sensitivity of the electrode obtained by batch calibration is stored. This sensitivity memory corresponds to about two and a half days in normal blood analysis operations.
次に、感度が記憶され、次の感度の較正の間に
行われる血液試料の測定について説明する。この
測定は第３図に示すような測定フローチヤートに
基づき行われる。 Next, we will discuss blood sample measurements where the sensitivity is stored and performed during the next sensitivity calibration. This measurement is performed based on a measurement flowchart as shown in FIG.
まず、制御ユニツト６の測定開始指示３０１に
基づき測定ユニツト１内にサンプリングローブ２
から血液試料が吸引される（302）。次に、測定ユ
ニツト１内の比較電極に比較電極が吸引され、比
較電極液絡形成（303）がなされ、測定電極の出
力の基準が決定する。この出力の基準に基づいて
測定電極の電極出力が測定され（304）、この結果
がアナログ信号ケーブル５を介して制御ユニツト
６へ送られる。この制御ユニツト６では測定開始
前に決定された最新の感度に基づき測定値が演算
され（305）、測定結果が表示装置７へデイジタル
信号ケーブル１０を介して送られ、表示装置７に
おいて測定結果を表示することができる（306）。 First, based on the measurement start instruction 301 from the control unit 6, the sampling lobe 2 is installed in the measurement unit 1.
A blood sample is drawn (302) from the blood sample. Next, the reference electrode is attracted to the reference electrode in the measurement unit 1, a reference electrode liquid junction is formed (303), and the standard of the output of the measurement electrode is determined. Based on this output reference, the electrode output of the measuring electrode is measured (304), and the result is sent to the control unit 6 via the analog signal cable 5. In this control unit 6, the measured value is calculated based on the latest sensitivity determined before starting the measurement (305), and the measurement result is sent to the display device 7 via the digital signal cable 10, and the measurement result is displayed on the display device 7. Can be displayed (306).
また、制御ユニツトで演算された測定結果は、
デイジタル信号ケーブル１２を介して記憶装置９
へ送られ、測定結果の値および測定が行われた日
時が記憶される（307）。 In addition, the measurement results calculated by the control unit are
Storage device 9 via digital signal cable 12
The value of the measurement result and the date and time when the measurement was performed are stored (307).
一方、測定ユニツトにおいては、電極出力の測
定が終つた後は、標準液Ｂが標準液ボトル３Ｂよ
り吸引され流路内にある測定試料が洗浄される
（308）。 On the other hand, in the measurement unit, after the measurement of the electrode output is completed, the standard solution B is sucked from the standard solution bottle 3B to wash the measurement sample in the flow path (308).
４時間ごとの感度の較正の間に測定ユニツト１
においては、例えば256検体を測定することがで
きる。256検体を越えて測定の行われた液体試料
中の血液ガス成分濃度は、もつとも古い測定で得
られた結果に最新の測定結果が置き換わつて、記
憶装置９において記憶されている。したがつて、
記憶装置９内には、電極の感度とともに、最新の
256回の測定により得られた液体試料中の血液ガ
ス成分濃度が記憶されている。この記憶数はもつ
とも頻繁に測定を行つた場合でも約１日分に相当
し、１日に約30検体を測定する通常の使用状態で
は約７日分に相当する。 Measuring unit 1 during sensitivity calibration every 4 hours.
For example, 256 samples can be measured. Blood gas component concentrations in liquid samples for which more than 256 samples have been measured are stored in the storage device 9 with the latest measurement results replacing the results obtained from the oldest measurements. Therefore,
The memory device 9 contains the latest information as well as the sensitivity of the electrodes.
Blood gas component concentrations in liquid samples obtained through 256 measurements are stored. This number of memories corresponds to approximately one day's worth even if measurements are performed frequently, and corresponds to approximately seven days' worth under normal usage conditions where approximately 30 samples are measured per day.
上記第１図の実施例で示した血液ガス分析装置
の操作者は、入力装置８に適当な入力を行うこと
により、記憶装置９内に記憶されている過去32回
分の較正により得られた電極の感度を、較正の行
われた日時とともに表示装置７に表示させること
ができる。すなわち、第４図に示す較正結果の表
示フローチヤートに基づくように、較正結果表示
指示（401）を入力装置８に行うと、記憶装置９
内に記憶されているデータに基づき制御ユニツト
６において最新の較正結果が検索（402）され、
表示装置７において最新の較正結果が表示される
（403）。同様に、較正結果表示指示（404）を与え
ると、最新の較正結果から１回前の較正結果が検
索（405）され、表示装置７において１回前の較
正結果が表示される（406）。このようにして過去
の較正結果をすべて表示させることができる。 The operator of the blood gas analyzer shown in the embodiment shown in FIG. The sensitivity can be displayed on the display device 7 together with the date and time when the calibration was performed. That is, when the calibration result display instruction (401) is given to the input device 8 based on the calibration result display flowchart shown in FIG.
The latest calibration result is searched (402) in the control unit 6 based on the data stored in the control unit 6,
The latest calibration result is displayed on the display device 7 (403). Similarly, when a calibration result display instruction (404) is given, the previous calibration result is searched from among the latest calibration results (405), and the previous calibration result is displayed on the display device 7 (406). In this way, all past calibration results can be displayed.
また同様に第５図に示す測定結果の表示フロー
チヤートに基づき、測定日時を入力装置８に入力
すると（501）、測定結果が検索（502）され、測
定電極によつて得られた血液試料中の成分の測定
結果がその測定日時とともに表示装置７において
表示される（503）。同様に、次の測定結果表示指
示（504）があると、次の測定結果のデータが検
索される（505）。そして、検索結果に基づき、次
の測定結果が表示装置７において表示される
（506）。このようにして操作者は、記憶装置９内
に記憶されている過去256回の液体試料中の血液
ガス成分濃度の測定結果を、測定の行われた日時
とともに任意に表示装置などに表示することがで
きる。そして、その測定データが、どの較正によ
つて得られた感度による値であるかを確認するこ
とができるために、較正された感度が異常な状況
に基づいてなされたものである場合には、その測
定データの信頼性をチエツクすることができる。
すなわち、操作者が不在の間例えば夜間等に行わ
れた較正の結果を順次表示装置７に表示すること
により、この間に正常でない較正の有無を知るこ
とができるために測定データの信頼性チエツクを
行うことができる。そして、正常でない較正があ
つた場合には、さらにその較正から次の較正の間
に行われた測定結果を順次表示装置７に表示し、
装置外の濃度等に記憶されている対応する患者
名、患者識別コード、担当医師、担当病棟等の属
性を知ることによつて、臨床側に測定結果が正し
くないことを通知することができる。 Similarly, when the measurement date and time are input into the input device 8 (501) based on the measurement result display flowchart shown in FIG. The measurement results of the components are displayed on the display device 7 together with the measurement date and time (503). Similarly, when there is an instruction to display the next measurement result (504), data of the next measurement result is searched (505). Then, based on the search result, the next measurement result is displayed on the display device 7 (506). In this way, the operator can arbitrarily display the past 256 measurement results of blood gas component concentrations in liquid samples stored in the storage device 9 on a display device, etc. along with the date and time when the measurements were performed. I can do it. Then, in order to be able to confirm which sensitivity value the measured data is based on, if the calibrated sensitivity is based on an abnormal situation, The reliability of the measurement data can be checked.
That is, by sequentially displaying the results of calibrations performed during the absence of the operator, such as at night, on the display device 7, it is possible to check the reliability of the measurement data in order to know whether there is any abnormal calibration during this time. It can be carried out. If there is an abnormal calibration, the measurement results performed between that calibration and the next calibration are sequentially displayed on the display device 7,
By knowing the attributes such as the corresponding patient name, patient identification code, doctor in charge, and ward in charge, which are stored in the concentration data outside the device, it is possible to notify the clinical side that the measurement results are incorrect.
次に、第６図において、上記第１図に示した血
液分析装置の測定ユニツト１の概略構成を説明す
る。 Next, referring to FIG. 6, a schematic configuration of the measurement unit 1 of the blood analyzer shown in FIG. 1 will be described.
２個の標準液ボトル３Ａおよび３Ｂ内の標準液
は、それぞれチユーブ１２Ａおよび１２Ｂを介し
てバブラ１３Ａ，１３Ｂに供給される。２個の標
準ガスボンベ１４Ａ，１４Ｂ内の標準ガスは、そ
れぞれ減圧弁１５Ａ，１５Ｂ、流路調節器１６
Ａ，１６Ｂ、およびチユーブ１７Ａ，１７Ｂを介
して、ヒユーミデイフアイア１８Ａ，１８Ｂ内の
蒸留水で混合される。減圧弁１５Ａ，１５Ｂはと
もに標準ガスボンベ１４Ａ，１４Ｂ内の高圧
（150Kg／cm2）の標準ガスを約0.5Kg／cm2まで減圧
するものである。流量調節器１６Ａ，１６Ｂはと
もに、それぞれ減圧弁１５Ａ，１５Ｂにより減圧
された標準ガスの流量を約20mm／minの一定流
量に制御するものである。ヒユーミデイフアイア
１８Ａ，１８Ｂ内の蒸留水で混合された標準ガス
はともに水蒸気分圧が47mmHg（37℃）の一定分圧
に制御され、チユーブ１９Ａ，１９Ｂを介してバ
ブラ１３Ａ，１３Ｂに送られ、バブラ１３Ａ，１
３Ｂ内の標準液に混合されチユーブ２０Ａ，２０
Ｂを介して装置の外に排出される。この方法によ
り、バブラ１３Ａ，１３Ｂ内の標準液は、それぞ
れの標準ガスと平衡に達し、同一のガス分圧にな
る。標準ガスは下記の組成のものを使用する。 The standard solutions in the two standard solution bottles 3A and 3B are supplied to bubblers 13A and 13B via tubes 12A and 12B, respectively. The standard gas in the two standard gas cylinders 14A and 14B is supplied through pressure reducing valves 15A and 15B and a flow path regulator 16, respectively.
A, 16B, and distilled water in humidifiers 18A, 18B via tubes 17A, 17B. The pressure reducing valves 15A and 15B both reduce the pressure of the high pressure (150 Kg/cm 2 ) standard gas in the standard gas cylinders 14A and 14B to approximately 0.5 Kg/cm 2 . Both the flow rate regulators 16A and 16B control the flow rate of the standard gas reduced in pressure by the pressure reducing valves 15A and 15B, respectively, to a constant flow rate of about 20 mm/min. Standard gases mixed with distilled water in humidifiers 18A and 18B are both controlled to have a constant water vapor partial pressure of 47 mmHg (37°C), and are sent to bubblers 13A and 13B via tubes 19A and 19B. , Bubbler 13A, 1
The tubes 20A and 20 are mixed with the standard solution in 3B.
It is discharged from the device via B. By this method, the standard liquids in the bubblers 13A and 13B reach equilibrium with their respective standard gases and have the same gas partial pressure. The standard gas used has the following composition.
標準ガスＡ（標準ガスボンベ１４Ａ内の標準ガス）
酸素 20〜22％
二酸化炭素 ８〜12％
窒素 残り
標準ガスＢ（標準ガスボンベ１４Ｂ内の標準ガス）
酸素 20〜22％
二酸化炭素 ４〜６％
窒素 残り
上記の標準ガスにより平衡に達した標準液は、
各標準ガスの組成および平衡に達した時点での大
気圧により多少異なるが、下記のガス成分とな
る。Standard gas A (standard gas in standard gas cylinder 14A) Oxygen 20-22% Carbon dioxide 8-12% Nitrogen Remaining standard gas B (standard gas in standard gas cylinder 14B) Oxygen 20-22% Carbon dioxide 4-6% Nitrogen remaining The standard solution that has reached equilibrium with the above standard gas is
The gas components are as follows, although they differ somewhat depending on the composition of each standard gas and the atmospheric pressure at the time when equilibrium is reached.
標準液Ａ（バブラ１３Ａ内の標準液）
PH 6.8
Pco2 83mmHg
Po2 150mmHg
標準液Ｂ（バブラ１３Ｂ内の標準液）
PH 7.4
Pco2 41mmHg
Po2 150mmHg
バブラ１３Ａ，１３Ｂ内の標準液はそれぞれチ
ユーブ２１Ａ，２１Ｂを介して切換バブル２２に
接続されている。切換バブル２２には、サンプリ
ングローブ２よりのチユーブ２３も接続されてい
る。切換バブル２２では、これらのチユーブ２１
Ａ，２１Ｂ、および２３のうちから一つのチユー
ブを選択して、電極が繋がるチユーブ２４に接続
するものである。Standard solution A (standard solution in bubbler 13A) PH 6.8 Pco 2 83mmHg Po 2 150mmHg Standard solution B (standard solution in bubbler 13B) PH 7.4 Pco 2 41mmHg Po 2 150mmHg The standard solutions in bubblers 13A and 13B are each in tube 21A , 21B to the switching bubble 22. A tube 23 from the sampling lobe 2 is also connected to the switching bubble 22 . In the switching bubble 22, these tubes 21
One tube is selected from A, 21B, and 23 and connected to tube 24 to which the electrodes are connected.
このチユーブ２４には、液体試料中の血液ガス
成分の測定、すなわち酸素ガス分圧（Po2）を測
定するPo2電極２５、二酸化炭素ガス分圧
（Pco2）を測定するPco2電極２６、水素イオン濃
度（PH）を測定するPH電極２７およびPH電極２７
の出力の基準を検出する比較電極２８が接続され
ている。比較電極２８には、比較電極ボトル２９
にチユーブ３０が接続されている。液体試料およ
び標準液は、比較電極２８上に接続されているチ
ユーブ３１を介して、ポンプ３２の駆動により各
電極２５，２６，２７，２８に吸引され、チユー
ブ３３を介して外部に排出される。 This tube 24 includes a Po 2 electrode 25 for measuring blood gas components in a liquid sample, that is, measuring oxygen gas partial pressure (Po 2 ), a Pco 2 electrode 26 for measuring carbon dioxide gas partial pressure (Pco 2 ), PH electrode 27 and PH electrode 27 that measure hydrogen ion concentration (PH)
A comparison electrode 28 is connected to detect the reference of the output of. A comparison electrode bottle 29 is attached to the comparison electrode 28.
A tube 30 is connected to. The liquid sample and standard solution are sucked into each electrode 25, 26, 27, 28 through a tube 31 connected to the reference electrode 28 by driving a pump 32, and are discharged to the outside through a tube 33. .
また、各電極２５，２６，２７，２８、切換バ
ルブ２２、バブラ１３Ａ，１３Ｂおよびヒユーミ
デイフアイア１８Ａ，１８Ｂ等は恒温槽３４内に
格納されており、常時37℃の一定温度に制御され
ている。 Further, each electrode 25, 26, 27, 28, switching valve 22, bubbler 13A, 13B, humidifier 18A, 18B, etc. are stored in a constant temperature bath 34, and are always controlled at a constant temperature of 37°C. There is.
次にこの第６図で示した血液分析装置の測定部
の動作について説明する。 Next, the operation of the measuring section of the blood analyzer shown in FIG. 6 will be explained.
サンプリングプローブ２に液体試料がセツトさ
れ、入力装置８に測定開始の指示が入力される
と、制御ユニツト６の制御により測定ユニツト１
内の切換バルブ２２等の流路機構が動作し、液体
試料の測定を開始する。切換バブル２２の動作に
より、チユーブ２３とチユーブ２４が接続された
後に、ポンプ３２の動作によりサンプリングプロ
ーブ２を介して検体試料が各電極２５，２６，２
７，２８に送液される。各電極に試料が送液され
ると、この試料が各電極内で停止するようにす
る。その後ボンプ３２の動作により比較電極ボト
ル２９内の比較電極液が、比較電極２８内に吸引
され、先に吸引された液体試料と比較電極２８内
で接触しPH電極２７の出力の基準を形成する。約
120s間停止し、アナログ信号ケーブル５を介して
制御ユニツト６が各電極２５，２６，２７，２８
の出力を取り込んだ後、ポンプ３２が動作して各
電極２５，２６，２７，２８内の液体試料を排出
するとともに、切換バルブ２２が動作しチユーブ
２１Ｂとチユーブ２４を接続して、各電極２５，
２６，２７，２８内にバブラ１３Ｂ内の標準液Ｂ
を吸引して測定の動作を終了する。この測定に要
する時間は約５分間である。 When a liquid sample is set on the sampling probe 2 and an instruction to start measurement is input to the input device 8, the measurement unit 1 is started under the control of the control unit 6.
The flow path mechanism such as the switching valve 22 inside is operated, and measurement of the liquid sample is started. After the tubes 23 and 24 are connected by the operation of the switching bubble 22, the specimen sample is transferred to each electrode 25, 26, 2 through the sampling probe 2 by the operation of the pump 32.
7 and 28. When the sample is delivered to each electrode, the sample is stopped within each electrode. Thereafter, the comparison electrode liquid in the comparison electrode bottle 29 is sucked into the comparison electrode 28 by the operation of the pump 32, and comes into contact with the previously sucked liquid sample in the comparison electrode 28, thereby forming a reference for the output of the PH electrode 27. . about
After stopping for 120 seconds, the control unit 6 controls each electrode 25, 26, 27, 28 via the analog signal cable 5.
After taking in the output of ，
Standard solution B in bubbler 13B in 26, 27, 28
aspirate to end the measurement operation. The time required for this measurement is approximately 5 minutes.
制御ユニツト６によつて演算された液体試料中
の血液ガス成分の濃度は、記憶装置９に記憶さ
れ、表示装置７に表示される。 The concentration of blood gas components in the liquid sample calculated by the control unit 6 is stored in the storage device 9 and displayed on the display device 7.
電極感度の較正の動作においても、切換バルブ
２２によるチユーブの接続をチユーブ２１Ａ、チ
ユーブ２１Ｂに切換を行うことにより、標準液Ａ
および標準液Ｂをそれぞれ測定し、制御ユニツト
６により各電極の感度の演算を行う。本実施例に
よれば、約２日半に渡る較正により得られた電極
の感度が記憶されて、後から表示することができ
るので、その間に発生した一過性の電極の感度の
変動およびその間に行われた分析結果の誤りをチ
エツクすることができる。したがつて、測定デー
タの信頼性を高めることができる。 Also in the operation of calibrating the electrode sensitivity, by switching the connection of the tube to tube 21A and tube 21B using the switching valve 22, standard solution A
and standard solution B are measured, and the control unit 6 calculates the sensitivity of each electrode. According to this embodiment, the electrode sensitivity obtained through calibration over about two and a half days is stored and can be displayed later. It is possible to check for errors in the analysis results previously performed. Therefore, reliability of measurement data can be improved.
以上の本発明の実施例の説明では、血液ガス分
析装置に適用した場合について説明したが、電解
質分析装置、血糖分析装置等にも本発明を適用す
ることができる。また、患者名、患者識別コー
ド、担当医師名、担当病棟等の属性は装置外に記
入されたものを参照して正常でない測定について
の患者名等を担当医師に連絡するようになつてい
るが、これらの属性の情報を測定開始時に入力装
置により入力し、測定結果とともに記憶装置９に
記憶するとともに後で表示する際に日時、測定結
果とともに患者名等を表示装置７に表示させるこ
とができる。この場合、記憶された測定結果の他
に患者名等の属性も同時に記憶されているので、
患者名の属性等の取り違いによる誤りを未然に防
止でき、一層検体試料の測定において信頼性を高
めることができる。 In the above description of the embodiments of the present invention, the case where the present invention is applied to a blood gas analyzer has been described, but the present invention can also be applied to an electrolyte analyzer, a blood sugar analyzer, etc. In addition, attributes such as patient name, patient identification code, name of doctor in charge, and ward in charge are written on the outside of the device, and the patient name and other information regarding abnormal measurements is communicated to the doctor in charge. , information on these attributes can be input using an input device at the start of measurement, stored in the storage device 9 together with the measurement results, and when displayed later, the date and time, the patient name, etc. can be displayed on the display device 7 along with the measurement results. . In this case, in addition to the memorized measurement results, attributes such as patient name are also memorized, so
Errors due to mix-up of patient name attributes, etc. can be prevented, and reliability in measurement of specimen samples can be further improved.
以上説明したように本発明に係る自動分析装置
によれば、過去に複数回較正された電極の感度を
時間信号と共に記憶することができ、さらに前記
記憶された感度のうちの任意のものを表示させ、
該感度にもとづいて測定された測定データを表示
できるため、その感度の値を後からチエツクする
ことができ、夜間等に発生した一過性の電極の感
度の変動等およびその間に行われた分析結果の誤
りをチエツクすることができると共に感度の変化
を時系列的に把握することが容易になり、標準液
の変質、測定部の電極の汚染の進行等を早期に検
知できる。したがつて、信頼性の高い検体試料の
分析値を得ることができ、特に信頼性の高い分析
を行うことが必要である場合に有効である。
As explained above, according to the automatic analyzer according to the present invention, the sensitivity of an electrode that has been calibrated multiple times in the past can be stored together with a time signal, and any one of the stored sensitivities can be displayed. let me,
Since the measurement data measured based on the sensitivity can be displayed, the sensitivity value can be checked later, and transient fluctuations in electrode sensitivity that occur at night, etc., and analyzes performed during that time can be checked. It is possible to check for errors in the results, and it is also easy to understand changes in sensitivity over time, and it is possible to detect deterioration of the standard solution, progress of contamination of the electrodes in the measuring section, etc. at an early stage. Therefore, highly reliable analytical values of the specimen sample can be obtained, which is particularly effective when highly reliable analysis is required.
第１図は本発明にかかる自動分析装置の一実施
例にかかる構成図、第２図は電極感度の較正のフ
ローチヤート、第３図は検体試料の測定のフロー
チヤート、第４図は電極感度の更正結果を表示す
るフローチヤート、第５図は検体試料の測定結果
を示すフローチヤート、第６図は第１図に示した
自動分析装置の測定ユニツトの一実施例の構成図
である。
１……測定ユニツト、６……制御ユニツト、７
……表示装置、８……入力装置、９……記憶装
置、２５……Po2電極、２６……Pco2電極、２７
……PH電極。
Fig. 1 is a block diagram of an embodiment of the automatic analyzer according to the present invention, Fig. 2 is a flowchart of calibration of electrode sensitivity, Fig. 3 is a flowchart of measurement of a specimen sample, and Fig. 4 is a flowchart of electrode sensitivity. FIG. 5 is a flowchart showing the results of measurement of a specimen sample, and FIG. 6 is a configuration diagram of an embodiment of the measurement unit of the automatic analyzer shown in FIG. 1...Measurement unit, 6...Control unit, 7
... Display device, 8 ... Input device, 9 ... Memory device, 25 ... Po 2 electrode, 26 ... Pco 2 electrode, 27
...PH electrode.
Claims (1)
した信号を出力する測定手段と、前記測定部に前
記所定目的成分を含む複数の検体を順に搬送する
搬送手段と、所定時間ごとに標準液試料を用いて
前記測定手段の測定感度を較正し、当該較正され
た感度を記憶する較正手段と、前記記憶された測
定感度と前記測定手段によつて出力された信号か
ら前記所定目的成分の分析を前記検体ごとに行う
分析手段と、前記検体ごとの分析値を記憶する分
折値記憶手段と、前記記憶された分析値を表示す
る表示手段とを備えてなる自動分析装置におい
て、前記所定時間ごとに較正された複数の感度を
時刻信号に対応させて累積記憶する感度記憶手段
と、前記記憶された複数の感度のうちの任意の感
度と当該感度を得た較正から次の較正間に測定さ
れた測定結果を表示する感度表示手段とを備えた
ことを特徴とする自動分析装置。1. A measurement means that outputs a signal corresponding to the concentration of a predetermined target component present in the measurement section, a transport means that sequentially transports a plurality of samples containing the predetermined target component to the measurement section, and a standard solution sample at predetermined intervals. a calibration means for calibrating the measurement sensitivity of the measurement means using a calibrator and storing the calibrated sensitivity; and analysis of the predetermined target component from the stored measurement sensitivity and the signal output by the measurement means. In the automatic analyzer comprising an analysis means for each sample, a spectral value storage means for storing the analysis value for each sample, and a display means for displaying the stored analysis value, sensitivity storage means for accumulatively storing a plurality of sensitivities calibrated in accordance with a time signal; An automatic analyzer characterized by comprising: sensitivity display means for displaying measurement results.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60101117A JPS61259156A (en) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | automatic analyzer |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60101117A JPS61259156A (en) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | automatic analyzer |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61259156A JPS61259156A (en) | 1986-11-17 |
| JPH0352020B2 true JPH0352020B2 (en) | 1991-08-08 |
Family
ID=14292131
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60101117A Granted JPS61259156A (en) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | automatic analyzer |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61259156A (en) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63143036A (en) * | 1986-12-05 | 1988-06-15 | 住友電気工業株式会社 | Calibration device for gas partial pressure measurement sensor |
| JPH0197850A (en) * | 1987-03-02 | 1989-04-17 | Japan Storage Battery Co Ltd | Oxygen concentration alarm with automatic calibration |
| JP7743399B2 (en) * | 2020-05-29 | 2025-09-24 | 株式会社 堀場アドバンスドテクノ | Display device, water quality meter management system, display method, and program |
| JP7822454B2 (en) * | 2022-02-18 | 2026-03-02 | 株式会社日立ハイテク | Electrolyte concentration measuring device and method for obtaining selectivity coefficient |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0074498B1 (en) * | 1981-09-04 | 1985-12-04 | F. HOFFMANN-LA ROCHE & CO. Aktiengesellschaft | Method and apparatus for the calibration of sensors |
-
1985
- 1985-05-13 JP JP60101117A patent/JPS61259156A/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61259156A (en) | 1986-11-17 |
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