JPH06100575B2 - 電気化学センサを用いた検査装置 - Google Patents
電気化学センサを用いた検査装置Info
- Publication number
- JPH06100575B2 JPH06100575B2 JP59153712A JP15371284A JPH06100575B2 JP H06100575 B2 JPH06100575 B2 JP H06100575B2 JP 59153712 A JP59153712 A JP 59153712A JP 15371284 A JP15371284 A JP 15371284A JP H06100575 B2 JPH06100575 B2 JP H06100575B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrochemical sensor
- pressure
- sample
- sensor
- electrode
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
- G01N27/28—Electrolytic cell components
- G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
- G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Automatic Analysis And Handling Materials Therefor (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は検体中の被検物質の定量を電気信号に変換して
行うことのできる電気化学センサを利用した検査装置に
関する。
行うことのできる電気化学センサを利用した検査装置に
関する。
従来の電気化学センサでは電極表面に検体中の被検物質
が通過する薄膜（例えば検体中のガス成分を測定する場
合はガス透過膜、イオン成分を測定する場合はイオン透
過膜、基成分を酵素反応によって測定する場合は酵素膜
という）と、この薄膜に接し導電性を持つ境界相（主に
電解質溶液である。）と、この液相と薄膜の反対側に接
する電極（トランスジューサ）とから構成されていて、
また、その種類には検体中のガス濃度を測定するガスセ
ンサ（又はガス電極ともいう）と、検体中のイオン濃度
を測定するイオンセンサ（又はイオン電極ともいう。）
と、特別の基質の濃度を酵素反応によって測定する酵素
センサ（又は酵素電極ともいう。）と、検体中の微生物
量を測定するバイオセンサと、検体中の特別抗原を抗体
によって測定する抗原抗体センサであることが知られて
いる（例えば血液ガス、P150〜P188、真興交易株式会
社医書出版部発行、昭和56年出版、イオン電極と酵素
電極、1981年出版、講談社サイエンテイフイク株式会社
出版部発行）。
が通過する薄膜（例えば検体中のガス成分を測定する場
合はガス透過膜、イオン成分を測定する場合はイオン透
過膜、基成分を酵素反応によって測定する場合は酵素膜
という）と、この薄膜に接し導電性を持つ境界相（主に
電解質溶液である。）と、この液相と薄膜の反対側に接
する電極（トランスジューサ）とから構成されていて、
また、その種類には検体中のガス濃度を測定するガスセ
ンサ（又はガス電極ともいう）と、検体中のイオン濃度
を測定するイオンセンサ（又はイオン電極ともいう。）
と、特別の基質の濃度を酵素反応によって測定する酵素
センサ（又は酵素電極ともいう。）と、検体中の微生物
量を測定するバイオセンサと、検体中の特別抗原を抗体
によって測定する抗原抗体センサであることが知られて
いる（例えば血液ガス、P150〜P188、真興交易株式会
社医書出版部発行、昭和56年出版、イオン電極と酵素
電極、1981年出版、講談社サイエンテイフイク株式会社
出版部発行）。
このような電気化学センサでは薄膜と電極との間に存在
する境界相内に薄膜を透過してきて存在する化学物質の
種類とその量によって電極が、所定の電気信号を発し、
化学物質の定量を行っている。
する境界相内に薄膜を透過してきて存在する化学物質の
種類とその量によって電極が、所定の電気信号を発し、
化学物質の定量を行っている。
以上のような電気化学センサの例として検体中のCO2等
のガス濃度を検出するガス電極や血液検体などにおいて
血中のグルコースを酵素反応によって過酸化水素に変換
してグルコースの測定を行う等の酵素電極がある。
のガス濃度を検出するガス電極や血液検体などにおいて
血中のグルコースを酵素反応によって過酸化水素に変換
してグルコースの測定を行う等の酵素電極がある。
以上のような電気化学センサでは正確な測定を行うため
に化学物質量と電極から出力される電気信号を正確に対
応させる必要がある。
に化学物質量と電極から出力される電気信号を正確に対
応させる必要がある。
従って、電気化学センサの使用に伴い、薄膜と電極との
間に存在する境界相の組成が変化し、検体中の化学物質
量と電気信号が対応しなくなるために一般に電気化学セ
ンサの寿命は限られている。
間に存在する境界相の組成が変化し、検体中の化学物質
量と電気信号が対応しなくなるために一般に電気化学セ
ンサの寿命は限られている。
また、薄膜は応答性を良くするために薄く構成されてお
り、電気化学センサの使用にあたっては、該センサが陰
圧又は陽圧状態になると薄膜が変形し境界相の厚さが薄
膜に応じて変化する。従って検体中の化学物質と境界相
における電気信号の変化が正確に対応しなくなる。又薄
膜の変形は薄膜を傷めることにもなる。
り、電気化学センサの使用にあたっては、該センサが陰
圧又は陽圧状態になると薄膜が変形し境界相の厚さが薄
膜に応じて変化する。従って検体中の化学物質と境界相
における電気信号の変化が正確に対応しなくなる。又薄
膜の変形は薄膜を傷めることにもなる。
そこで、以上のような電気化学センサを用いて、検体を
流しながら検体中の化学物質量の測定を行う検査装置で
は電気化学センサの薄膜に直接陽圧あるいは陰圧がかか
らないように大気圧条件で検体中の化学物質の測定を行
っていた。しかし、このような検査装置では、検体を化
学電極が存在する位置まで流路内を流さなければならな
いので、検体をポンプによって測定部位まで引いてい
る。又、流路の一部に高粘性の検体で生じやすい詰まり
が生じたときには、ポンプで流路内の検体に圧力を加え
て詰まり取り除かなければならない。
流しながら検体中の化学物質量の測定を行う検査装置で
は電気化学センサの薄膜に直接陽圧あるいは陰圧がかか
らないように大気圧条件で検体中の化学物質の測定を行
っていた。しかし、このような検査装置では、検体を化
学電極が存在する位置まで流路内を流さなければならな
いので、検体をポンプによって測定部位まで引いてい
る。又、流路の一部に高粘性の検体で生じやすい詰まり
が生じたときには、ポンプで流路内の検体に圧力を加え
て詰まり取り除かなければならない。
従って電気化学センサの薄膜は加圧または負圧状態にな
ることが避けることができなかった。
ることが避けることができなかった。
そして、このことは電気化学センサの寿命の一層の短縮
化をもたらすために、この電気化学センサを用いた検査
装置の精度上問題があった。
化をもたらすために、この電気化学センサを用いた検査
装置の精度上問題があった。
特開昭58−55749号公報には、ポンプを下流に配置した
血液分析装置が図示されているが、ポンプの駆動又は停
止と流路内圧力との関係については全く記載されていな
い。
血液分析装置が図示されているが、ポンプの駆動又は停
止と流路内圧力との関係については全く記載されていな
い。
また、特開昭56−170188号公報には、ノズルの先端にお
ける詰まりによる圧力異常を知るための詰まり検知機構
が記載されているが、流路内の圧力を定量的に測定する
ものではなく、また、液体の動きにより詰まり機構を動
作させて圧力を検知しているために機構が複雑である。
ける詰まりによる圧力異常を知るための詰まり検知機構
が記載されているが、流路内の圧力を定量的に測定する
ものではなく、また、液体の動きにより詰まり機構を動
作させて圧力を検知しているために機構が複雑である。
本発明の目的は、検体を流路内に流しながらの連続測定
を可能にするとともに、過度の陰圧又は陽圧から電気化
学センサの薄膜を保護することのできる検査装置を提供
することである。
を可能にするとともに、過度の陰圧又は陽圧から電気化
学センサの薄膜を保護することのできる検査装置を提供
することである。
上記の目的を達成するために本発明は、高分子薄膜を有
する電気化学センサを検体流通用流路に設け、前記電気
化学センサより下流の流路に検体導入用のポンプを配置
し、前記電気化学センサにより検体中の被検物質を測定
する電気化学センサを用いた検査装置において、前記電
気化学センサと前記ポンプとの間に流路内の圧力を検知
する圧力センサを設け、前記圧力センサからの信号に基
づいて、測定値に圧力補正を行うことにより、前記電気
化学センサが加圧又は負圧状態での測定を可能にし、か
つ前記流路内の圧力異常時には、前記ポンプの動作を停
止するとともに、前記電気化学センサは、前記高分子薄
膜の外側に多孔性織布又は金属性ネットからなる保護部
材を備えていることを特徴とするものである。
する電気化学センサを検体流通用流路に設け、前記電気
化学センサより下流の流路に検体導入用のポンプを配置
し、前記電気化学センサにより検体中の被検物質を測定
する電気化学センサを用いた検査装置において、前記電
気化学センサと前記ポンプとの間に流路内の圧力を検知
する圧力センサを設け、前記圧力センサからの信号に基
づいて、測定値に圧力補正を行うことにより、前記電気
化学センサが加圧又は負圧状態での測定を可能にし、か
つ前記流路内の圧力異常時には、前記ポンプの動作を停
止するとともに、前記電気化学センサは、前記高分子薄
膜の外側に多孔性織布又は金属性ネットからなる保護部
材を備えていることを特徴とするものである。
上記の構成によれば、検体流通用流路内の圧力変化を圧
力センサが検知し、この検知信号をポンプの動作に関連
づけることにより、電気化学センサの薄膜に過大な圧力
が加わらないようにして精度よく検体中の化学物質量を
測定することが可能となる。また流路内の詰まり等を迅
速に発見することができる。
力センサが検知し、この検知信号をポンプの動作に関連
づけることにより、電気化学センサの薄膜に過大な圧力
が加わらないようにして精度よく検体中の化学物質量を
測定することが可能となる。また流路内の詰まり等を迅
速に発見することができる。
また、圧力センサによって検知された圧力に応じて、測
定値に圧力補正を施すことにより、電気センサが大気圧
条件下でなく加圧又は負圧状態で、つまり検体を流路内
に流しながら連続測定をすることが可能となる。
定値に圧力補正を施すことにより、電気センサが大気圧
条件下でなく加圧又は負圧状態で、つまり検体を流路内
に流しながら連続測定をすることが可能となる。
本発明の電気化学センサに用いられる保護膜は一般に織
布であってポリエステル、ナイロン、ポリプロピレン及
び炭素繊維等の高分子繊維により厚さが300μｍ以下、
孔径が10〜300μｍに織られたものおよび白金等の化学
的に不活性の物質から成る上記厚さ及び孔径を有するネ
ット状の金属薄膜が好適に用いられる。上記ネット状の
プラスチックあるいは金属薄膜は、線径が10〜150μｍ
の糸状の繊維からクロス状に織られたものが好ましく、
さらに織布の孔径はメッシュNOとして60〜300メッシュ
１インチのものが望ましく用いられる。また、繊維の素
材となる高分子樹脂は上記の他にポリエチレン、テフロ
ン（登録商標名）等を用いることができる。
布であってポリエステル、ナイロン、ポリプロピレン及
び炭素繊維等の高分子繊維により厚さが300μｍ以下、
孔径が10〜300μｍに織られたものおよび白金等の化学
的に不活性の物質から成る上記厚さ及び孔径を有するネ
ット状の金属薄膜が好適に用いられる。上記ネット状の
プラスチックあるいは金属薄膜は、線径が10〜150μｍ
の糸状の繊維からクロス状に織られたものが好ましく、
さらに織布の孔径はメッシュNOとして60〜300メッシュ
１インチのものが望ましく用いられる。また、繊維の素
材となる高分子樹脂は上記の他にポリエチレン、テフロ
ン（登録商標名）等を用いることができる。
また、以上の保護膜は検体中の化学成分によって影響を
受けたり、検体に影響を与えるおそれのないものである
ことが望ましい。例えば、検体が血液である場合には血
液の凝固を引起さない化学的に不活性の物質であれば基
本的には使用することができる。この意味で白金等の化
学的に不活性の金属も使用できる。
受けたり、検体に影響を与えるおそれのないものである
ことが望ましい。例えば、検体が血液である場合には血
液の凝固を引起さない化学的に不活性の物質であれば基
本的には使用することができる。この意味で白金等の化
学的に不活性の金属も使用できる。
次に本発明の好ましい実施例を添付図面に基づいて詳細
に説明する。
に説明する。
第１図は後述する第２図の実施例に用いられる電気化学
センサの例を示す構成図である。
センサの例を示す構成図である。
図において、電気化学センサの電極ボディ56内には導電
性を有する電解質液が固定された境界液相57があり、こ
の液相57のボディ56内側に液相57内に接する形で電極主
としてPt電極52が設けられている。
性を有する電解質液が固定された境界液相57があり、こ
の液相57のボディ56内側に液相57内に接する形で電極主
としてPt電極52が設けられている。
前記電気化学センサには電極52からの電気信号を導く導
線51が設けられており、この導線51は図面には記載して
いないが、増幅器に接続されている。前記境界液相57の
電極52の反対側に検体中の被検物質を通過させる薄膜53
が境界液相57に接する形で設けられている。
線51が設けられており、この導線51は図面には記載して
いないが、増幅器に接続されている。前記境界液相57の
電極52の反対側に検体中の被検物質を通過させる薄膜53
が境界液相57に接する形で設けられている。
この薄膜53の表面には薄膜53に直接かかる圧力から薄膜
を保護する多孔質保護膜（ネット状のプラスチック織
布）54が設けられている。この多孔質保護膜54がＯ−リ
ング55によってボディ56に固定されている。
を保護する多孔質保護膜（ネット状のプラスチック織
布）54が設けられている。この多孔質保護膜54がＯ−リ
ング55によってボディ56に固定されている。
第１図のセンサにおいて多孔質保護膜54が設けられてあ
るために、検体に生ずる圧力が直接に薄い薄膜53にかか
ることはない。
るために、検体に生ずる圧力が直接に薄い薄膜53にかか
ることはない。
なお薄膜53には検体中のガスを測定する場合にはガス透
過膜が、検体中の特別の物質を酵素反応によって検出す
る場合には酵素膜が用いられる。
過膜が、検体中の特別の物質を酵素反応によって検出す
る場合には酵素膜が用いられる。
また、第１図のセンサでは境界液相に導電性を有する液
相を用いている。この他、固相を用いることもできる。
また、液相の組成は検出される化学物質の種類に応じて
決定されるもので例えば血液中のグルコース量を測定す
る酵素センサにおいてはKClの1mol溶液などである。
相を用いている。この他、固相を用いることもできる。
また、液相の組成は検出される化学物質の種類に応じて
決定されるもので例えば血液中のグルコース量を測定す
る酵素センサにおいてはKClの1mol溶液などである。
第２図は本発明の一実施例を示す構成図である。
本実施例では検体に血液を用いた場合について説明す
る。
る。
本実施例に係る血液検査装置は大きく別けて３つの流路
形からなっている。その一つはpH,PO2,PCO2等の血液ガ
スを測定するガス電極部からなる流路系22であって、そ
の二つはNa,K,Cl,Ca等のイオン濃度を測定するイオン電
極部からなる流路系23で、その三つは、グルコース、尿
素窒素等の酵素反応を利用してその濃度を測定しようと
する酵素電極部からなる流路系24である。
形からなっている。その一つはpH,PO2,PCO2等の血液ガ
スを測定するガス電極部からなる流路系22であって、そ
の二つはNa,K,Cl,Ca等のイオン濃度を測定するイオン電
極部からなる流路系23で、その三つは、グルコース、尿
素窒素等の酵素反応を利用してその濃度を測定しようと
する酵素電極部からなる流路系24である。
前記各流路系にはシゴキポンプ1,28,29が設けられてお
り、流路出口２からは廃液が排出されるようになってい
る。また各流路はサンプリングノズル20に接続可能に設
けられている。
り、流路出口２からは廃液が排出されるようになってい
る。また各流路はサンプリングノズル20に接続可能に設
けられている。
上記流路22の途中には標準液吸入バルブ18が接続された
カットバルブ17が設けられており、さらに液センサ３、
比較電極９、PH電極４、PO2電極５、PCO2電極７及び圧
力センサ30が設けられている。
カットバルブ17が設けられており、さらに液センサ３、
比較電極９、PH電極４、PO2電極５、PCO2電極７及び圧
力センサ30が設けられている。
上記流路23の途中には標準液イオン吸入バルブ19と緩衝
液吸入バルブ21が接続されたカットバルブ25が設けられ
ており、流路23の途中には液センサ８、比較電極26、Na
電極10、Ｋ電極11、Cl電極12、Ca電極13及び圧力センサ
31が設けられ、流路24の途中には、液センサ16、比較電
極27、グルコース電極14、尿素窒素電極15及び圧力セン
サ32が設けられている。
液吸入バルブ21が接続されたカットバルブ25が設けられ
ており、流路23の途中には液センサ８、比較電極26、Na
電極10、Ｋ電極11、Cl電極12、Ca電極13及び圧力センサ
31が設けられ、流路24の途中には、液センサ16、比較電
極27、グルコース電極14、尿素窒素電極15及び圧力セン
サ32が設けられている。
ここで、上記流路23のイオン電極は、一般イオン電極の
イオン透過膜が0.2〜0.4mm程度とその膜厚が一般に厚い
ため流路が詰った時、シゴキポンプ28により発生する役
２〜0.5kg/cm2の陽圧、陰圧に容易に耐えることができ
る。しかしながら、流路22のガス電極及び流路24の酵素
電極は、ガス透過膜又は酵素保持膜の膜厚が、応答時間
を１〜２分以内に抑えるため、10〜30μｍときわめて薄
い高分子膜が使用されている。従って、このような薄膜
は前述したシゴキポンプ1,29により発生する陽圧、ある
いは陰圧下では、安定した状態を保つことが難しく、特
に陰圧下においてはガス透過膜や感応膜が密着している
はずの電気化学デバイスから離れてしまい、測定が不可
能となったりすることがある。
イオン透過膜が0.2〜0.4mm程度とその膜厚が一般に厚い
ため流路が詰った時、シゴキポンプ28により発生する役
２〜0.5kg/cm2の陽圧、陰圧に容易に耐えることができ
る。しかしながら、流路22のガス電極及び流路24の酵素
電極は、ガス透過膜又は酵素保持膜の膜厚が、応答時間
を１〜２分以内に抑えるため、10〜30μｍときわめて薄
い高分子膜が使用されている。従って、このような薄膜
は前述したシゴキポンプ1,29により発生する陽圧、ある
いは陰圧下では、安定した状態を保つことが難しく、特
に陰圧下においてはガス透過膜や感応膜が密着している
はずの電気化学デバイスから離れてしまい、測定が不可
能となったりすることがある。
次に本実施例の動作について説明する。
上記各流路22,23,24に設けられたシゴキポンプ1,28,29
の駆動によってサンプリングノズル20から血液検体がサ
ンプリングされる。この際カットバルブ17,25は血液検
体が上記各流路22,23,24に流れるようにバルブの制御が
行なわれている。
の駆動によってサンプリングノズル20から血液検体がサ
ンプリングされる。この際カットバルブ17,25は血液検
体が上記各流路22,23,24に流れるようにバルブの制御が
行なわれている。
血液検体が上記各流路22,23,24に設けられた各種の電極
に血液検体が行きわたると、シゴキポンプ1,28,29を停
止する。これは各流路系22,23,24に設けられた電極が加
圧、負圧状態で測定を行うと検体中の被検物質量と正確
に対応した測定を行うことができないことによるもので
ある。次に各流路系に設けられた電極の特性に応じて血
液中のガス濃度、電解質濃度、グリコール尿素等の基質
濃度の測定が行われる。この測定は各流路系22,23,24に
設けられた比較電極9,26,27と各電極との間に生じた電
位差をとることによって、この差に応じて各成分の濃度
に換算して行う。
に血液検体が行きわたると、シゴキポンプ1,28,29を停
止する。これは各流路系22,23,24に設けられた電極が加
圧、負圧状態で測定を行うと検体中の被検物質量と正確
に対応した測定を行うことができないことによるもので
ある。次に各流路系に設けられた電極の特性に応じて血
液中のガス濃度、電解質濃度、グリコール尿素等の基質
濃度の測定が行われる。この測定は各流路系22,23,24に
設けられた比較電極9,26,27と各電極との間に生じた電
位差をとることによって、この差に応じて各成分の濃度
に換算して行う。
以上の測定が終了したら、カットバルブ17,25は、流路2
2に標準液ガスバルブ18から標準液ガスが流れるよう
に、又、流路23に標準液イオンバルブ19から標準液イオ
ンが、流路24に緩衝液バルブ21から緩衝液が流れるよう
にそれぞれ制御され、シゴキポンプ1,28,29が駆動され
る。
2に標準液ガスバルブ18から標準液ガスが流れるよう
に、又、流路23に標準液イオンバルブ19から標準液イオ
ンが、流路24に緩衝液バルブ21から緩衝液が流れるよう
にそれぞれ制御され、シゴキポンプ1,28,29が駆動され
る。
そして、シゴキポンプ1,28,29の駆動によってそれまで
各流路22,23,24に存在した血液が廃液として排出され、
かわりに各標準液が各流路22,23,24に満たされて、各流
路内の電極部において標準液中の化学物質量の測定が行
われる。このように標準液の化学物質量の測定を行うの
は各電極に生じうる出力の不安定性が測定に与える影響
を消去しても正確な測定を得ようとするためである。
各流路22,23,24に存在した血液が廃液として排出され、
かわりに各標準液が各流路22,23,24に満たされて、各流
路内の電極部において標準液中の化学物質量の測定が行
われる。このように標準液の化学物質量の測定を行うの
は各電極に生じうる出力の不安定性が測定に与える影響
を消去しても正確な測定を得ようとするためである。
以上の標準液の測定が終了するとシゴキポンプ1,28,29
の駆動とカットバルブ17,25の制御によって各流路22,2
3,24が次の血液検体に置換される。
の駆動とカットバルブ17,25の制御によって各流路22,2
3,24が次の血液検体に置換される。
ところで、血液のように細い流路内において、凝集して
詰まりの生じやすいものの場合は正確な測定を行う上で
その詰まりを発見する必要がある。その詰まりの発見は
各電極における異常測定値によって行うことができる
が、各流路22,23,24に流路内の圧力を検出する圧力セン
サを設けることによって迅速に発見することが可能とな
る。そして詰まりが発見された時は、シゴキポンプ1,2
8,29の駆動によって詰まりを取り除く。
詰まりの生じやすいものの場合は正確な測定を行う上で
その詰まりを発見する必要がある。その詰まりの発見は
各電極における異常測定値によって行うことができる
が、各流路22,23,24に流路内の圧力を検出する圧力セン
サを設けることによって迅速に発見することが可能とな
る。そして詰まりが発見された時は、シゴキポンプ1,2
8,29の駆動によって詰まりを取り除く。
次に圧力センサを設けた場合の機能を説明する。検査装
置に圧力センサを設けることによって、流路内の詰まり
が迅速に発見できる他、圧力センサによって検知された
圧力に応じて測定値に圧力補正を施すことにより、電気
センサが大気圧条件下でなく加圧または負圧状態でつま
り検体を流路内に流しながら連続測定が可能となる。つ
まり流路内に血液の詰まりが生じた場合や、流路内の検
体や標準液を他の検体や標準液に置換する場合に、シゴ
キポンプを駆動する必要がある。この時必要以上の大き
な圧力が電気化学センサのガス透過膜やイオン透過膜、
酵素膜などの表面にかかった場合には、圧力センサによ
って流路内の圧力を検知し、その圧力検知信号に基づい
てポンプを停止する。従って電気化学センサの予想以上
の劣化を防止できることによって測定精度の高い検査装
置を得ることができる。また圧力センサ30,31,32に設け
られていることによって第２図に示された実施例と同様
検体を流路に流しながら検体の連続測定を行うことがで
きる。さらに圧力センサは常時夫々の流路の圧力を検知
しており、もし流路の圧力が負圧になるような時にはア
ラームが発生し、その圧力検知信号に基づいて即座にシ
ゴキポンプ１を停止する。これらの動作によりガス電極
及び酵素電極の膜の破損を防止することができる。
置に圧力センサを設けることによって、流路内の詰まり
が迅速に発見できる他、圧力センサによって検知された
圧力に応じて測定値に圧力補正を施すことにより、電気
センサが大気圧条件下でなく加圧または負圧状態でつま
り検体を流路内に流しながら連続測定が可能となる。つ
まり流路内に血液の詰まりが生じた場合や、流路内の検
体や標準液を他の検体や標準液に置換する場合に、シゴ
キポンプを駆動する必要がある。この時必要以上の大き
な圧力が電気化学センサのガス透過膜やイオン透過膜、
酵素膜などの表面にかかった場合には、圧力センサによ
って流路内の圧力を検知し、その圧力検知信号に基づい
てポンプを停止する。従って電気化学センサの予想以上
の劣化を防止できることによって測定精度の高い検査装
置を得ることができる。また圧力センサ30,31,32に設け
られていることによって第２図に示された実施例と同様
検体を流路に流しながら検体の連続測定を行うことがで
きる。さらに圧力センサは常時夫々の流路の圧力を検知
しており、もし流路の圧力が負圧になるような時にはア
ラームが発生し、その圧力検知信号に基づいて即座にシ
ゴキポンプ１を停止する。これらの動作によりガス電極
及び酵素電極の膜の破損を防止することができる。
第３図は第２図の実施例に用いられる圧力センサの構成
図である。
図である。
検体が血液である場合に、その粘性等の変化により生じ
る流路内の圧力変化を測定する圧力センサには、ストレ
インケージ等に代表される半導体圧力センサが好まし
い。この他、キャピラリ状のガラスチューブをＵ形ある
いはスパイラル状に巻いて作ったガラスチューブでも液
面の位置の変動を検知することによって、流路内の圧力
の変動を知ることができる。具体的には、第３図に示す
ようにキャピラリ形のガラスチューブあるいはプラスチ
ックチューブ44がサンプル流路45と連結され、この時キ
ャピラリチューブ44内に入ってくる液面位置をフォトカ
プラ42,43等で検知すれば、流路内圧を知ることができ
る。
る流路内の圧力変化を測定する圧力センサには、ストレ
インケージ等に代表される半導体圧力センサが好まし
い。この他、キャピラリ状のガラスチューブをＵ形ある
いはスパイラル状に巻いて作ったガラスチューブでも液
面の位置の変動を検知することによって、流路内の圧力
の変動を知ることができる。具体的には、第３図に示す
ようにキャピラリ形のガラスチューブあるいはプラスチ
ックチューブ44がサンプル流路45と連結され、この時キ
ャピラリチューブ44内に入ってくる液面位置をフォトカ
プラ42,43等で検知すれば、流路内圧を知ることができ
る。
なお、41は、サンプリング流路出口を46はサンプリング
流路入口を示す。
流路入口を示す。
この圧力センサに要求される特性としては、ガス透過膜
あるいは酵素膜のPtあるいは過酸化水素電極等の電気化
学デバイスからの離れ現象が生じる前に、流圧の変動を
検知して、シゴキポンプの回転をとめ、オペレータ等に
アラームを出す必要があるため、圧変動に対する応答性
がもっとも重要である。これに適する圧力センサとして
は半導体ストレインゲージもさることながら、液柱方式
もきわめて好ましく用いることができる。
あるいは酵素膜のPtあるいは過酸化水素電極等の電気化
学デバイスからの離れ現象が生じる前に、流圧の変動を
検知して、シゴキポンプの回転をとめ、オペレータ等に
アラームを出す必要があるため、圧変動に対する応答性
がもっとも重要である。これに適する圧力センサとして
は半導体ストレインゲージもさることながら、液柱方式
もきわめて好ましく用いることができる。
以上のように本発明によれば、検体流路中に設置し圧力
センサにより、流路の圧力を定量的にモニターしながら
測定を行うことによって、検体の連続測定を可能にし、
流路内の圧力の変化が過大な場合には、ポンプ動作を停
止して流路内の圧力変化を阻止することにより、高分子
薄膜を保護することができ、その圧力変化が比較的小さ
い場合には保護部材により高分子薄膜が安定的に働くよ
うにできるから、電気化学センサの測定効率及び測定精
度を高く維持することができる。
センサにより、流路の圧力を定量的にモニターしながら
測定を行うことによって、検体の連続測定を可能にし、
流路内の圧力の変化が過大な場合には、ポンプ動作を停
止して流路内の圧力変化を阻止することにより、高分子
薄膜を保護することができ、その圧力変化が比較的小さ
い場合には保護部材により高分子薄膜が安定的に働くよ
うにできるから、電気化学センサの測定効率及び測定精
度を高く維持することができる。
第１図は第２図の実施例に用いられる電気化学センサの
構成例を示す図、第２図は本発明に基づく電気化学セン
サを用いた検査装置の一実施例を示す概略構成図、第３
図は圧力センサの構成を説明するための図である。 1,28,29……シゴキポンプ、22……ガス電極部流路、23
……イオン電極部流路、24……酵素電極部流路、30,31,
32……圧力センサ、52……電極、53……薄膜、54……保
護膜、56……ボディ。
構成例を示す図、第２図は本発明に基づく電気化学セン
サを用いた検査装置の一実施例を示す概略構成図、第３
図は圧力センサの構成を説明するための図である。 1,28,29……シゴキポンプ、22……ガス電極部流路、23
……イオン電極部流路、24……酵素電極部流路、30,31,
32……圧力センサ、52……電極、53……薄膜、54……保
護膜、56……ボディ。
フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 7363−2Ｊ // Ｇ０１Ｎ 27/30 ３４１ Ｃ (72)発明者 森 潤二 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内 (72)発明者 三巻 弘 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内 (56)参考文献 特開 昭60−131450（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−55749（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−43554（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−203945（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−98699（ＪＰ，Ａ) 実開 昭58−76162（ＪＰ，Ｕ)
Claims (3)
- 【請求項１】高分子薄膜を有する電気化学センサを検体
流通用流路に設け、前記電気化学センサより下流の流路
に検体導入用のポンプを配置し、前記電気化学センサに
より検体中の被検物質を測定する電気化学センサを用い
た検査装置において、 前記電気化学センサと前記ポンプとの間に流路内の圧力
を検知する圧力センサを設け、前記圧力センサからの信
号に基づいて、測定値に圧力補正を行うことにより、前
記電気化学センサが加圧又は負圧状態での測定を可能に
し、かつ前記流路内の圧力異常時には、前記ポンプの動
作を停止するとともに、 前記電気化学センサは、前記高分子薄膜の外側に多孔性
織布又は金属性ネットからなる保護部材を備えているこ
とを特徴とする電気化学センサを用いた検査装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載の装置におい
て、 前記高分子薄膜の厚さは、30μｍ以下であることを特徴
とする電気化学センサを用いた検査装置。 - 【請求項３】特許請求の範囲第１項記載の装置におい
て、 前記電気化学センサは、ガス測定用電極又は酸素電極で
あり、前記高分子薄膜はガス透過性膜又は酸素保持膜で
あることを特徴とする電気化学センサを用いた検査装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59153712A JPH06100575B2 (ja) | 1984-07-24 | 1984-07-24 | 電気化学センサを用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59153712A JPH06100575B2 (ja) | 1984-07-24 | 1984-07-24 | 電気化学センサを用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6130754A JPS6130754A (ja) | 1986-02-13 |
| JPH06100575B2 true JPH06100575B2 (ja) | 1994-12-12 |
Family
ID=15568445
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59153712A Expired - Fee Related JPH06100575B2 (ja) | 1984-07-24 | 1984-07-24 | 電気化学センサを用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06100575B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2943028B2 (ja) * | 1990-08-22 | 1999-08-30 | 東亜電波工業株式会社 | ｐＨ測定電極及びその製造方法 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2748191C3 (de) * | 1977-10-27 | 1984-10-04 | Danfoss A/S, Nordborg | Auswechselbarer Träger für einen Meßwertaufnehmer zur polarographischen Messung von Gasen in Flüssigkeiten, sowie Verfahren zu dessen Herstellung |
| JPS5643554A (en) * | 1979-09-19 | 1981-04-22 | Toshiba Corp | Electrode having semipermeable membrane |
| JPS57203945A (en) * | 1981-06-10 | 1982-12-14 | Hitachi Ltd | High temperature/high pressure type dissolved oxygen meter |
| JPS5855749A (ja) * | 1981-09-30 | 1983-04-02 | Hitachi Ltd | 血液分析装置 |
| JPS5876162U (ja) * | 1981-11-17 | 1983-05-23 | オリンパス光学工業株式会社 | 詰り検知機構 |
-
1984
- 1984-07-24 JP JP59153712A patent/JPH06100575B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6130754A (ja) | 1986-02-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP2275808B1 (en) | Method for calibrating electrochemical sensors | |
| US3718568A (en) | Electrochemical sensor instrumentation | |
| US3919051A (en) | Biological analyzer and method | |
| CA2485650C (en) | Biosenser having electrode for determining the rate of flow of a fluid | |
| US6183418B1 (en) | Process and measuring system for detection of substances emitted or perspired through the skin | |
| US4201634A (en) | Method for the detection of hydrazine | |
| CN1841059B (zh) | 检查传感器功能的方法 | |
| US20020022934A1 (en) | Method of, and sensor for, testing liquids | |
| EP0614529B1 (en) | Oxygen analyzer | |
| Midgley | Investigations into the use of gas-sensing membrane electrodes for the determination of carbon dioxide in power station waters | |
| JPH06100575B2 (ja) | 電気化学センサを用いた検査装置 | |
| US5238853A (en) | Process and apparatus for the electrochemical determination of oxygen in a blood gas analyzer | |
| US8354015B2 (en) | Detection of the presence or absence of a gas bubble by dynamic sensor response | |
| Uhlig et al. | Miniaturised ion-selective sensor chip for potassium measurement in a biomedical application | |
| JP2954174B1 (ja) | 定電位電解式ガスセンサ | |
| US4908105A (en) | Flow-compensated electrochemical cell and method of analysis | |
| JP2965507B2 (ja) | 赤外線ガス検知器 | |
| Hayashi et al. | Microfabricated On‐Line Electrochemical Flow Cell Integrated with Small Volume Pre‐Reactor for Highly Selective Detection of Biomolecules | |
| WO1996025662A1 (en) | Aqueous liquid analysis | |
| US7807041B2 (en) | Method for detecting the presence or absence of a gas bubble in an aqueous liquid | |
| HU201112B (en) | Device for measuring the rate of oxygen consumption by microorganisms in liquid media. | |
| US11009483B2 (en) | Electrochemical measuring cell for measuring the content of chlorine compounds in water | |
| Herrmann et al. | Miniaturized sensor module for in-situ control of waters | |
| Matuszewski et al. | Continuous monitoring of gas-phase species at trace levels with electrochemical detectors: Part 2. Detection of chlorine and hydrogen chloride | |
| JPS6152425B2 (ja) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |