JPH0651059B2 - 溶血検出装置 - Google Patents
溶血検出装置Info
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- JPH0651059B2 JPH0651059B2 JP62156018A JP15601887A JPH0651059B2 JP H0651059 B2 JPH0651059 B2 JP H0651059B2 JP 62156018 A JP62156018 A JP 62156018A JP 15601887 A JP15601887 A JP 15601887A JP H0651059 B2 JPH0651059 B2 JP H0651059B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は血液中から血漿成分を分離する際に用いられる
ドナーフェリーシス装置における溶血検出装置に関し、
一層詳細には、前記ドナーフェリーシス装置により分離
される血漿中の溶血の割合を検出して血漿が所定レベル
以上の溶血状態にあるか否かを判定する際、血漿が流通
するチューブに単一波長の発光素子からの発光光を照射
しその透過光を光センサで受光するように構成して光セ
ンサから得られる出力信号の大きさにより血漿が所定レ
ベル以上の溶血状態にあるか否かを検出して判定するこ
とを可能とした溶血検出装置に関する。
ドナーフェリーシス装置における溶血検出装置に関し、
一層詳細には、前記ドナーフェリーシス装置により分離
される血漿中の溶血の割合を検出して血漿が所定レベル
以上の溶血状態にあるか否かを判定する際、血漿が流通
するチューブに単一波長の発光素子からの発光光を照射
しその透過光を光センサで受光するように構成して光セ
ンサから得られる出力信号の大きさにより血漿が所定レ
ベル以上の溶血状態にあるか否かを検出して判定するこ
とを可能とした溶血検出装置に関する。
［発明の背景］ 従来から、血液中の血漿成分を分離する装置としてドナ
ーフェリーシス装置が存在する。このドナーフェリーシ
ス装置は血液を所定のフィルタを介して血球成分と血漿
成分とに分離する装置で、この中、血球成分は体内に返
血されると共に血漿成分は治療等の目的に供されるため
に貯留されるように構成されている。
ーフェリーシス装置が存在する。このドナーフェリーシ
ス装置は血液を所定のフィルタを介して血球成分と血漿
成分とに分離する装置で、この中、血球成分は体内に返
血されると共に血漿成分は治療等の目的に供されるため
に貯留されるように構成されている。
この場合、ドナーフェリーシス装置内に配設されたフィ
ルタの膜圧あるいは血液を循環させるポンプのポンプ圧
が何らかの原因により変動し、その結果、血球成分が分
裂し血漿成分中に前記分裂した血球成分が混入している
状態、所謂、溶血状態を惹起する虞が指摘されている。
ルタの膜圧あるいは血液を循環させるポンプのポンプ圧
が何らかの原因により変動し、その結果、血球成分が分
裂し血漿成分中に前記分裂した血球成分が混入している
状態、所謂、溶血状態を惹起する虞が指摘されている。
そこで、この溶血状態を検出するために従来から種々の
溶血検出装置が提案されている。第１図にこの種の従来
技術に係る溶血検出装置の一例を示す。この技術は特開
昭第62-838号に開示されているものであって、異なる波
長の、例えば、赤色光と緑色光の発光ダイオード２、４
と、その発光光が血漿の流通するチューブ６を透過して
その透過光を受光するフォトダイオード８と、当該フォ
トダイオード８の出力信号を交互に切り換え且つ発光ダ
イオード２、４の発光状態も同時に切り換え、当該発光
ダイオード２、４の透過光に係るフォトダイオード８の
出力信号をサンプルホールドするサンプルホールド回路
12、14と、サンプルホールド回路12、14の出力信号を乗
算処理する乗算回路16と、乗算回路16の出力信号と所定
の基準値ＶＳとを比較する比較器18とから構成される。
溶血検出装置が提案されている。第１図にこの種の従来
技術に係る溶血検出装置の一例を示す。この技術は特開
昭第62-838号に開示されているものであって、異なる波
長の、例えば、赤色光と緑色光の発光ダイオード２、４
と、その発光光が血漿の流通するチューブ６を透過して
その透過光を受光するフォトダイオード８と、当該フォ
トダイオード８の出力信号を交互に切り換え且つ発光ダ
イオード２、４の発光状態も同時に切り換え、当該発光
ダイオード２、４の透過光に係るフォトダイオード８の
出力信号をサンプルホールドするサンプルホールド回路
12、14と、サンプルホールド回路12、14の出力信号を乗
算処理する乗算回路16と、乗算回路16の出力信号と所定
の基準値ＶＳとを比較する比較器18とから構成される。
以上のような構成において、血漿が溶血してくると、前
記赤色光と緑色光に係る透過光量の比率が変化すること
に注目して比較器18の出力信号を溶血アラーム信号とし
て利用している。
記赤色光と緑色光に係る透過光量の比率が変化すること
に注目して比較器18の出力信号を溶血アラーム信号とし
て利用している。
然しながら、係る従来技術による溶血検出装置は２色の
発光ダイオード２、４の発光タイミングを正確に制御し
なければならない複雑さと、異なる波長の発光ダイオー
ドを用意しなければならない煩雑さと、さらに全体とし
て使用する部品点数が多いことから装置全体としての信
頼性が低下すると共に製造コストが大きいという不都合
が存在している。
発光ダイオード２、４の発光タイミングを正確に制御し
なければならない複雑さと、異なる波長の発光ダイオー
ドを用意しなければならない煩雑さと、さらに全体とし
て使用する部品点数が多いことから装置全体としての信
頼性が低下すると共に製造コストが大きいという不都合
が存在している。
［発明の目的］ 本発明は前記の不都合を克服するためになされたもので
あって、ドナーフェリーシス装置により分離される血漿
中の溶血の割合を検出する際、血漿が流通するチューブ
に唯１個の単一波長の発光素子からの発光光を照射し、
その透過光を光センサで受光するようにし、血漿採取開
始時の光センサから得られる出力信号を基準としてこの
値より所定の割合だけ低い出力信号が光センサに導入さ
れた時にのみ溶血状態にあると判定するように構成し、
その結果、溶血の割合が正確に検出出来、しかもその構
成が極めて簡単な溶血検出装置を提供することを目的と
する。
あって、ドナーフェリーシス装置により分離される血漿
中の溶血の割合を検出する際、血漿が流通するチューブ
に唯１個の単一波長の発光素子からの発光光を照射し、
その透過光を光センサで受光するようにし、血漿採取開
始時の光センサから得られる出力信号を基準としてこの
値より所定の割合だけ低い出力信号が光センサに導入さ
れた時にのみ溶血状態にあると判定するように構成し、
その結果、溶血の割合が正確に検出出来、しかもその構
成が極めて簡単な溶血検出装置を提供することを目的と
する。
［目的を達成するための手段］ 前記の目的を達成するために、本発明は血漿が流通する
流路に光を照射する単一の発光素子と、前記流路を通過
する透過光の光量を検出して血漿中の溶血を検出する受
光素子と、該受光素子の透過光の光量に対応した出力信
号を一方の入力端子に導入すると共に他方の入力端子に
基準レベル信号を導入する比較器とからなり、前記基準
レベル信号は記憶手段に記憶された血漿採取開始時点に
おける前記透過光の光量以下であって溶血が生じたもの
とみなすときの光量に対応した所定レベルの信号であっ
て、前記比較器は前記基準レベル信号と前記流路を流通
する血漿中の溶血によって変化する受光素子の出力信号
とを比較し、出力信号が基準レベル信号の前記所定レベ
ル以下になった時に前記比較器から出力される停止信号
により血漿採取用駆動源を実質的に停止するよう構成す
ることを特徴とする。
流路に光を照射する単一の発光素子と、前記流路を通過
する透過光の光量を検出して血漿中の溶血を検出する受
光素子と、該受光素子の透過光の光量に対応した出力信
号を一方の入力端子に導入すると共に他方の入力端子に
基準レベル信号を導入する比較器とからなり、前記基準
レベル信号は記憶手段に記憶された血漿採取開始時点に
おける前記透過光の光量以下であって溶血が生じたもの
とみなすときの光量に対応した所定レベルの信号であっ
て、前記比較器は前記基準レベル信号と前記流路を流通
する血漿中の溶血によって変化する受光素子の出力信号
とを比較し、出力信号が基準レベル信号の前記所定レベ
ル以下になった時に前記比較器から出力される停止信号
により血漿採取用駆動源を実質的に停止するよう構成す
ることを特徴とする。
［実施態様］ 次に、本発明に係る溶血検出装置について好適な実施態
様を挙げ、添付の図面を参照しながら以下詳細に説明す
る。
様を挙げ、添付の図面を参照しながら以下詳細に説明す
る。
第２図は本発明に係る溶血検出装置を組み込むドナーフ
ェリーシス装置の概略構成説明図である。第２図におい
て、参照符号30はドナーフェリーシス装置を示し、当該
ドナーフェリーシス装置30は血液を貯留する血液リザー
バ32と、血液から血漿を分離するフィルタ34と、血漿を
採取する採漿バック36とから基本的に構成される。前記
リザーバ32には人体38の動脈あるいは静脈から第１クラ
ンプ40を介して血液ポンプ42の作用により血液Ｂが採血
される。採血された血液Ｂは循環ポンプ46の作用により
第１のチャンバ48を介して血漿分離フィルタ３４に導入
され、当該分離フィルタ34の一方の出力通路から血漿Ｐ
が血漿ポンプ50、本発明に係る溶血検出装置52を介して
採漿バック36に導入される。一方、分離フィルタ34の他
方の出力通路は第２のクランプ54を介して前記リザーバ
32と連通すると共に、返血時においては第２のチャンバ
56、第３のクランプ58を介して人体38に返血されるよう
に構成される。
ェリーシス装置の概略構成説明図である。第２図におい
て、参照符号30はドナーフェリーシス装置を示し、当該
ドナーフェリーシス装置30は血液を貯留する血液リザー
バ32と、血液から血漿を分離するフィルタ34と、血漿を
採取する採漿バック36とから基本的に構成される。前記
リザーバ32には人体38の動脈あるいは静脈から第１クラ
ンプ40を介して血液ポンプ42の作用により血液Ｂが採血
される。採血された血液Ｂは循環ポンプ46の作用により
第１のチャンバ48を介して血漿分離フィルタ３４に導入
され、当該分離フィルタ34の一方の出力通路から血漿Ｐ
が血漿ポンプ50、本発明に係る溶血検出装置52を介して
採漿バック36に導入される。一方、分離フィルタ34の他
方の出力通路は第２のクランプ54を介して前記リザーバ
32と連通すると共に、返血時においては第２のチャンバ
56、第３のクランプ58を介して人体38に返血されるよう
に構成される。
第３図は第２図に示すドナーフェリーシス装置30の中、
本発明の要部に係る前記溶血検出装置52の概略構成ブロ
ック図であり、血漿が流通するチューブ60の膨出部分60
ａを挟むように緑色の発光光を有する発光ダイオード61
とその透過光を検出する光センサ62が配設されている。
前記透過光に係る光センサ62の電流出力信号はオペアン
プ64と抵抗66から構成される電流／電圧変換回路68を介
して電圧比較器70の比較入力端子ＩＮに導入されると共
に、Ａ／Ｄ変換器72を介してマイクロコンピュータ78内
の図示しないＲＡＭにそのデータが取り込まれるように
構成されている。一方、マイクロコンピュータ78の出力
信号はＤ／Ａ変換器80を介して前記電圧比較器70の基準
入力端子ＲＥＦに導入されるように構成されている。な
お、前記電圧比較器70の出力信号はマイクロコンピュー
タ78のその他の入力端子に導入されている。
本発明の要部に係る前記溶血検出装置52の概略構成ブロ
ック図であり、血漿が流通するチューブ60の膨出部分60
ａを挟むように緑色の発光光を有する発光ダイオード61
とその透過光を検出する光センサ62が配設されている。
前記透過光に係る光センサ62の電流出力信号はオペアン
プ64と抵抗66から構成される電流／電圧変換回路68を介
して電圧比較器70の比較入力端子ＩＮに導入されると共
に、Ａ／Ｄ変換器72を介してマイクロコンピュータ78内
の図示しないＲＡＭにそのデータが取り込まれるように
構成されている。一方、マイクロコンピュータ78の出力
信号はＤ／Ａ変換器80を介して前記電圧比較器70の基準
入力端子ＲＥＦに導入されるように構成されている。な
お、前記電圧比較器70の出力信号はマイクロコンピュー
タ78のその他の入力端子に導入されている。
本発明に係る溶血検出装置は基本的には以上のように構
成されるものであり、次にその作用並びに効果について
説明する。
成されるものであり、次にその作用並びに効果について
説明する。
先ず、採血前にはドナーフェリーシス装置30の必要部分
は生理食塩水により満たされているものとする。そし
て、採血を開始するに際し、第３クランプ58が閉成さ
れ、第１クランプ40および第２クランプ54が開放され
る。この時、血液ポンプ42の回転によりリザーバ32内に
人体38から血液Ｂが採血され貯留される。この場合、同
時に、循環ポンプ46が作動し血漿分離フィルタ34内に血
液Ｂを第１チャンバ48を介して供給すると共に、フィル
タ34を通過した血液Ｂがリザーバ32内に戻される。この
場合、前記フィルタ34としては血球成分に係る分子は採
漿バック36側に通さず血漿成分に係る分子のみを通すフ
ィルタが装着され、このフィルタ34によって分離された
血漿Ｐは血漿ポンプ50の作用により溶血検出装置52を介
して採漿バック36に貯留される。
は生理食塩水により満たされているものとする。そし
て、採血を開始するに際し、第３クランプ58が閉成さ
れ、第１クランプ40および第２クランプ54が開放され
る。この時、血液ポンプ42の回転によりリザーバ32内に
人体38から血液Ｂが採血され貯留される。この場合、同
時に、循環ポンプ46が作動し血漿分離フィルタ34内に血
液Ｂを第１チャンバ48を介して供給すると共に、フィル
タ34を通過した血液Ｂがリザーバ32内に戻される。この
場合、前記フィルタ34としては血球成分に係る分子は採
漿バック36側に通さず血漿成分に係る分子のみを通すフ
ィルタが装着され、このフィルタ34によって分離された
血漿Ｐは血漿ポンプ50の作用により溶血検出装置52を介
して採漿バック36に貯留される。
一方、返血時には第１クランプ40、第２クランプ54が閉
成し第３クランプ58が開放し、さらに、血液ポンプ42は
停止し循環ポンプ46および血漿ポンプ50のみが作動す
る。従って、リザーバ32内の一部濃厚赤血球成分を含む
血液Ｂが返血チャンバとして動作する第２チャンバ56を
通じて人体38に返血されると共に、血漿Ｐは分離フィル
タ34を介して採漿バック36に導入される。なお、前記第
１チャンバ48はフィルタ34に気泡が混入するのを防止す
るためのものである。
成し第３クランプ58が開放し、さらに、血液ポンプ42は
停止し循環ポンプ46および血漿ポンプ50のみが作動す
る。従って、リザーバ32内の一部濃厚赤血球成分を含む
血液Ｂが返血チャンバとして動作する第２チャンバ56を
通じて人体38に返血されると共に、血漿Ｐは分離フィル
タ34を介して採漿バック36に導入される。なお、前記第
１チャンバ48はフィルタ34に気泡が混入するのを防止す
るためのものである。
そこで、前記したように、参照符号52は本発明に係る溶
血検出装置であり、当該溶血検出装置52は血漿分離中の
溶血状態を監視し、一定基準値以上の溶血が生じた場合
には採取作業を停止するように動作する。
血検出装置であり、当該溶血検出装置52は血漿分離中の
溶血状態を監視し、一定基準値以上の溶血が生じた場合
には採取作業を停止するように動作する。
次に、この作用について説明する。先ず、血漿採取開始
状態において、第３図に示すように、チューブ60の膨出
部分60ａ内を血漿が流通する。この場合、緑色光を発光
する発光ダイオード61からの発光光は膨出部分60ａ中の
血漿Ｐを通過してその透過光が光センサ62により検出さ
れる。この場合、血漿採取開始時において、通常、ドナ
ーフェリーシス装置30は理想的な膜間圧力状態とされて
いるために溶血の発生はなく、血漿Ｐは透明の血漿若し
くは乳白色の乳糜血漿であり、このために緑色の発光ダ
イオード61からの透過光は殆ど減衰することなしに光セ
ンサ62により受光される。従って、血漿採取開始時にお
いては、光センサ62によって受光される受光電流量が大
レベルとなり、電流／電圧変換回路68の出力信号は最大
電圧信号Ｖmax となる。そして、この信号はＡ／Ｄ変換
器72を介しマイクロコンピュータ78内の図示しないＲＡ
Ｍに記憶される。そして、マイクロコンピュータ78内の
ＲＯＭ（図示せず）に予め書き込まれたプログラムによ
り所定の設定値が設定され、その値はＤ／Ａ変換器80を
介して電圧比較器70の基準入力端子ＲＥＦに加えられ
る。
状態において、第３図に示すように、チューブ60の膨出
部分60ａ内を血漿が流通する。この場合、緑色光を発光
する発光ダイオード61からの発光光は膨出部分60ａ中の
血漿Ｐを通過してその透過光が光センサ62により検出さ
れる。この場合、血漿採取開始時において、通常、ドナ
ーフェリーシス装置30は理想的な膜間圧力状態とされて
いるために溶血の発生はなく、血漿Ｐは透明の血漿若し
くは乳白色の乳糜血漿であり、このために緑色の発光ダ
イオード61からの透過光は殆ど減衰することなしに光セ
ンサ62により受光される。従って、血漿採取開始時にお
いては、光センサ62によって受光される受光電流量が大
レベルとなり、電流／電圧変換回路68の出力信号は最大
電圧信号Ｖmax となる。そして、この信号はＡ／Ｄ変換
器72を介しマイクロコンピュータ78内の図示しないＲＡ
Ｍに記憶される。そして、マイクロコンピュータ78内の
ＲＯＭ（図示せず）に予め書き込まれたプログラムによ
り所定の設定値が設定され、その値はＤ／Ａ変換器80を
介して電圧比較器70の基準入力端子ＲＥＦに加えられ
る。
この場合、その設定値は、例えば、表１の実験結果を参
照して決定される。すなわち、表１は透明血漿および乳
糜血漿についてその溶血が略０％の場合（すなわち、血
漿採取開始時）、20mg／dlおよび50mg／dlと増加した場
合の電流／電圧変換回路68の出力電圧を示した表であっ
て、この表１から容易に諒解されるように、例えば、透
明血漿の場合、溶血がない場合の出力電圧は10.9Ｖ、溶
血が20mg／dlの場合の出力電圧は 8.3Ｖ、溶血が50mg／
dlの出力電圧は 6.6Ｖということが容易に諒解される。
この場合、溶血なしの場合に対し溶血が20mg／dl時の出
力電圧の％表示はその( )内に示すように76％となる。
同様に、50mg／dl時には60.5％になる。一方、乳糜血漿
についても溶血のない時に対し夫々の溶血状態の％表示
は80％および63.3％が得られる。そこで、この表１に示
す実験確認値から溶血検出のための設定値として、例え
ば、溶血がない時の電圧値の50％以上の値で且つ100％
未満の値、好適には75％の値に設定すれば、血漿Ｐの透
明度に係る検出電圧の差、すなわち、個人差による検出
電圧の差があるにも拘らず同一の値の設定値により略同
程度の溶血が検出出来ることが諒解されよう。
照して決定される。すなわち、表１は透明血漿および乳
糜血漿についてその溶血が略０％の場合（すなわち、血
漿採取開始時）、20mg／dlおよび50mg／dlと増加した場
合の電流／電圧変換回路68の出力電圧を示した表であっ
て、この表１から容易に諒解されるように、例えば、透
明血漿の場合、溶血がない場合の出力電圧は10.9Ｖ、溶
血が20mg／dlの場合の出力電圧は 8.3Ｖ、溶血が50mg／
dlの出力電圧は 6.6Ｖということが容易に諒解される。
この場合、溶血なしの場合に対し溶血が20mg／dl時の出
力電圧の％表示はその( )内に示すように76％となる。
同様に、50mg／dl時には60.5％になる。一方、乳糜血漿
についても溶血のない時に対し夫々の溶血状態の％表示
は80％および63.3％が得られる。そこで、この表１に示
す実験確認値から溶血検出のための設定値として、例え
ば、溶血がない時の電圧値の50％以上の値で且つ100％
未満の値、好適には75％の値に設定すれば、血漿Ｐの透
明度に係る検出電圧の差、すなわち、個人差による検出
電圧の差があるにも拘らず同一の値の設定値により略同
程度の溶血が検出出来ることが諒解されよう。
すなわち、第３図のブロック図において、血漿Ｐの採取
開始時に読み取った電圧値の75％の値を比較器70の基準
入力端子ＲＥＦに設定し、血漿Ｐの採取中に入力電圧と
前記設定値とを比較して採取される血漿Ｐの溶血の割合
を連続的に監視する。若し、血漿Ｐが前記したような原
因により赤濁し光センサ62で受光する透過光の光量が減
少して比較器70の入力端子ＩＮに導入されている電圧が
前記設定値より小さな値となった時には比較器70の出力
信号は反転し、その反転出力によりマイクロコンピュー
タ78は血漿Ｐの溶血の割合が設定値以上の、所謂、注意
レベルとなったことを認知する。この場合、マイクロコ
ンピュータ78の出力信号（図示せず）により前記ドナー
フェリーシス装置30を停止させるように構成しておくこ
とにより血漿Ｐの採取が停止される。そこで、血漿Ｐの
赤濁の原因である、例えば、フィルタ34等が交換される
と、血漿Ｐの採取作業が再び続行される。なお、その
際、比較器70の基準入力端子ＲＥＦに設定される設定値
は新たな値を設定する構成としてもよく、その場合には
比較器70の反転信号により設定値が一度クリアされるよ
うにマイクロコンピュータ78のプログラムを書き込んで
おけばよいことは勿論である。
開始時に読み取った電圧値の75％の値を比較器70の基準
入力端子ＲＥＦに設定し、血漿Ｐの採取中に入力電圧と
前記設定値とを比較して採取される血漿Ｐの溶血の割合
を連続的に監視する。若し、血漿Ｐが前記したような原
因により赤濁し光センサ62で受光する透過光の光量が減
少して比較器70の入力端子ＩＮに導入されている電圧が
前記設定値より小さな値となった時には比較器70の出力
信号は反転し、その反転出力によりマイクロコンピュー
タ78は血漿Ｐの溶血の割合が設定値以上の、所謂、注意
レベルとなったことを認知する。この場合、マイクロコ
ンピュータ78の出力信号（図示せず）により前記ドナー
フェリーシス装置30を停止させるように構成しておくこ
とにより血漿Ｐの採取が停止される。そこで、血漿Ｐの
赤濁の原因である、例えば、フィルタ34等が交換される
と、血漿Ｐの採取作業が再び続行される。なお、その
際、比較器70の基準入力端子ＲＥＦに設定される設定値
は新たな値を設定する構成としてもよく、その場合には
比較器70の反転信号により設定値が一度クリアされるよ
うにマイクロコンピュータ78のプログラムを書き込んで
おけばよいことは勿論である。
［発明の効果］ 以上のように、本発明によれば、ドナーフェリーシス装
置により分離される血漿中の溶血の割合を検出する際、
血漿が流通するチューブに単一波長の発光素子からの発
光光を照射し、その透過光を光センサで受光するように
構成し、さらに、血漿採取開始時の光センサから得られ
る出力信号を基準としてこの値より所定の割合だけ低い
信号が導入された時にのみ溶血状態にあると判定するよ
うに構成している。このため、血漿の溶血状態が極めて
簡単な構成により、しかも個人差によるばらつきを生じ
ることなく効率的に溶血を検出することが出来る効果を
奏する。
置により分離される血漿中の溶血の割合を検出する際、
血漿が流通するチューブに単一波長の発光素子からの発
光光を照射し、その透過光を光センサで受光するように
構成し、さらに、血漿採取開始時の光センサから得られ
る出力信号を基準としてこの値より所定の割合だけ低い
信号が導入された時にのみ溶血状態にあると判定するよ
うに構成している。このため、血漿の溶血状態が極めて
簡単な構成により、しかも個人差によるばらつきを生じ
ることなく効率的に溶血を検出することが出来る効果を
奏する。
以上、本発明について好適な実施態様を挙げて説明した
が、本発明はこの実施態様に限定されるものではなく、
本発明の要旨を逸脱しない範囲において種々の改良並び
に設計の変更が可能なことは勿論である。
が、本発明はこの実施態様に限定されるものではなく、
本発明の要旨を逸脱しない範囲において種々の改良並び
に設計の変更が可能なことは勿論である。
第１図は従来技術に係る溶血検出装置の説明図、 第２図は本発明に係る溶血検出装置を組み込むドナーフ
ェリーシス装置の概略構成説明図、 第３図は本発明に係る溶血検出装置のブロック図であ
る。 30……ドナーフェリーシス装置 32……血液リザーバ、34……フィルタ 36……採漿バック、52……溶血検出装置 60……チューブ、60ａ……膨出部分 61……発光ダイオード、62……光センサ 68……電流／電圧変換回路、70……電圧比較器 72……Ａ／Ｄ変換器 78……マイクロコンピュータ、80……Ｄ／Ａ変換器
ェリーシス装置の概略構成説明図、 第３図は本発明に係る溶血検出装置のブロック図であ
る。 30……ドナーフェリーシス装置 32……血液リザーバ、34……フィルタ 36……採漿バック、52……溶血検出装置 60……チューブ、60ａ……膨出部分 61……発光ダイオード、62……光センサ 68……電流／電圧変換回路、70……電圧比較器 72……Ａ／Ｄ変換器 78……マイクロコンピュータ、80……Ｄ／Ａ変換器
Claims (4)
- 【請求項１】血漿が流通する流路に光を照射する単一の
発光素子と、前記流路を通過する透過光の光量を検出し
て血漿中の溶血を検出する受光素子と、該受光素子の透
過光の光量に対応した出力信号を一方の入力端子に導入
すると共に他方の入力端子に基準レベル信号を導入する
比較器とからなり、前記基準レベル信号は記憶手段に記
憶された血漿採取開始時点における前記透過光の光量以
下であって溶血が生じたものとみなすときの光量に対応
した所定レベルの信号であって、前記比較器は前記基準
レベル信号と前記流路を流通する血漿中の溶血によって
変化する受光素子の出力信号とを比較し、出力信号が基
準レベル信号の前記所定レベル以下になった時に前記比
較器から出力される停止信号により血漿採取用駆動源を
実質的に停止するよう構成することを特徴とする溶血検
出装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載の装置におい
て、単一の発光素子は緑色光を発光する発光素子として
なる溶血検出装置。 - 【請求項３】特許請求の範囲第１項または第２項記載の
装置において、所定レベルの信号は血漿採取開始時点に
検出される信号レベルの50％以上で且つ 100％未満のレ
ベルとしてなる溶血検出装置。 - 【請求項４】特許請求の範囲第３項記載の装置におい
て、所定レベルの信号は血漿採取開始時点に検出される
信号レベルの75％のレベルとしてなる溶血検出装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62156018A JPH0651059B2 (ja) | 1987-06-22 | 1987-06-22 | 溶血検出装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62156018A JPH0651059B2 (ja) | 1987-06-22 | 1987-06-22 | 溶血検出装置 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS64450A JPS64450A (en) | 1989-01-05 |
| JPH01450A JPH01450A (ja) | 1989-01-05 |
| JPH0651059B2 true JPH0651059B2 (ja) | 1994-07-06 |
Family
ID=15618514
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62156018A Expired - Lifetime JPH0651059B2 (ja) | 1987-06-22 | 1987-06-22 | 溶血検出装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0651059B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2733835B1 (fr) * | 1995-05-03 | 1997-07-18 | Hycel Groupe Lisabio | Procede et dispositif de detection du point de lyse de globules rouges |
| JP5816014B2 (ja) * | 2011-07-14 | 2015-11-17 | 旭化成メディカル株式会社 | 血漿浄化装置及び血漿浄化装置の作動方法 |
| JP6385095B2 (ja) * | 2014-03-26 | 2018-09-05 | 旭化成メディカル株式会社 | 血液浄化装置 |
-
1987
- 1987-06-22 JP JP62156018A patent/JPH0651059B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS64450A (en) | 1989-01-05 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |