JPS6239698B2 - - Google Patents
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- JPS6239698B2 JPS6239698B2 JP15539079A JP15539079A JPS6239698B2 JP S6239698 B2 JPS6239698 B2 JP S6239698B2 JP 15539079 A JP15539079 A JP 15539079A JP 15539079 A JP15539079 A JP 15539079A JP S6239698 B2 JPS6239698 B2 JP S6239698B2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/255—Details, e.g. use of specially adapted sources, lighting or optical systems
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- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は血液検出装置、特に所定液体中に微
量に含む血液を検出する微量血液検出装置に関す
る。
量に含む血液を検出する微量血液検出装置に関す
る。
腎臓疾患の治療に透析器が用いられる。この透
析器は血液中の尿素、尿酸、クレアチニンなどの
毒素を透析膜を介して透析液に移行させ必要なイ
オンを透析膜を介して血液中に注入させることに
よつて、腎臓の代行をおこなうように構成されて
いる。このような透析器を用いて透析療法をおこ
なつた場合透析器のピンホール等により透析液中
に血液が微量に混入し透析液と共に排出されるこ
とがある。このようにして排出される微量な血液
を検出する必要があるがこの血液検出に漏血検出
装置または微量血液検出装置が用いられる。従来
の漏血検出装置によると透析液導入口と透析液排
出口の２個所に夫々光学的透過度検出器が設けら
れ透析液導入口と排出口とにおける光の透過度が
測定され両透過度の差に基いて漏血量が検出され
る。また、他の従来例によると互に波長の異なる
光を発光する２種類の発光素子が交互に発光さ
れ、これら発光光が受光素子により受光され受光
信号が発光素子の発光切換に同期して検出され両
信号の差から各々の波長に対する透過度の差が求
められこの透過度差に基いて漏血量が検出され
る。
析器は血液中の尿素、尿酸、クレアチニンなどの
毒素を透析膜を介して透析液に移行させ必要なイ
オンを透析膜を介して血液中に注入させることに
よつて、腎臓の代行をおこなうように構成されて
いる。このような透析器を用いて透析療法をおこ
なつた場合透析器のピンホール等により透析液中
に血液が微量に混入し透析液と共に排出されるこ
とがある。このようにして排出される微量な血液
を検出する必要があるがこの血液検出に漏血検出
装置または微量血液検出装置が用いられる。従来
の漏血検出装置によると透析液導入口と透析液排
出口の２個所に夫々光学的透過度検出器が設けら
れ透析液導入口と排出口とにおける光の透過度が
測定され両透過度の差に基いて漏血量が検出され
る。また、他の従来例によると互に波長の異なる
光を発光する２種類の発光素子が交互に発光さ
れ、これら発光光が受光素子により受光され受光
信号が発光素子の発光切換に同期して検出され両
信号の差から各々の波長に対する透過度の差が求
められこの透過度差に基いて漏血量が検出され
る。
以上のような従来の漏血検出装置によると透析
液導管に付着する不純物または透析液中の気泡に
より検出値に誤差が生じ正確に漏血量が測定でき
ない。
液導管に付着する不純物または透析液中の気泡に
より検出値に誤差が生じ正確に漏血量が測定でき
ない。
従つて、この発明の目的は被検体に微量に含ま
れる血液を安定した状態でかなり正確に測定でき
る微量血液検出装置を提供することである。
れる血液を安定した状態でかなり正確に測定でき
る微量血液検出装置を提供することである。
上記目的を達成するものは、血液を微量に含む
液体が通流する通流管体に対向して配置され、血
液に吸収される波長の光を発する第１の発光部材
と、血液に吸収されにくい波長の光を発する第２
の発光部材と、前記通流管体を介して前記第１の
発光部材および第２の発光部材からの発光光を受
光する受光部材と、この受光部材からの受光信号
を前記第１の発光部材および第２の発光部材の発
光波長にそれぞれ対応する信号に分離する検波手
段と、該検波手段から出力される前記血液に吸収
されにくい波長の発光光に対応する信号より前記
通流管体の汚れを検出する汚れ検出手段と、前記
検波手段から出力される前記血液に吸収されにく
い波長の発光光に対応する信号が一定となるよう
に前記第１の発光部材および第２の発光部材の発
光輝度を自動調整する手段と、前記検波手段から
出力される前記血液に吸収されにくい波長の発光
光に対応する信号と前記血液に吸収される波長の
発光光に対応する信号との信号強度の差から前記
液体に含まれる血液の量を検出する血液量検出手
段とを具備する微量血液検出装置である。
液体が通流する通流管体に対向して配置され、血
液に吸収される波長の光を発する第１の発光部材
と、血液に吸収されにくい波長の光を発する第２
の発光部材と、前記通流管体を介して前記第１の
発光部材および第２の発光部材からの発光光を受
光する受光部材と、この受光部材からの受光信号
を前記第１の発光部材および第２の発光部材の発
光波長にそれぞれ対応する信号に分離する検波手
段と、該検波手段から出力される前記血液に吸収
されにくい波長の発光光に対応する信号より前記
通流管体の汚れを検出する汚れ検出手段と、前記
検波手段から出力される前記血液に吸収されにく
い波長の発光光に対応する信号が一定となるよう
に前記第１の発光部材および第２の発光部材の発
光輝度を自動調整する手段と、前記検波手段から
出力される前記血液に吸収されにくい波長の発光
光に対応する信号と前記血液に吸収される波長の
発光光に対応する信号との信号強度の差から前記
液体に含まれる血液の量を検出する血液量検出手
段とを具備する微量血液検出装置である。
以下図面を参照してこの発明の実施例を説明す
る。
る。
第１図において透析器（図示せず）の排出口に
接続される透析液排出管１１に対向して発光素子
１２及び１３が配設される。これら発光素子１２
及び１３には夫々発振器１４及び１５が接続され
る。発振器１４及び１５は互に異なる周波数の信
号を発生する。前記透析液排出管１１を介して前
記発光素子１２及び１３に対向して受信素子１７
が配設される。この受信素子１７の出力端は増幅
器１８を介して検波器１９及び２０の入力端に接
続される。これら検波器１９及び２０の出力端は
オペアンプ２１の２入力端に夫々接続される。検
波器２０の出力端はさらに第１図では図示しない
が第２図に示す透析液排出管の汚れ検出手段を構
成するオペアンプ４２およびオペアンプ２２の一
方入力端に接続されこのオペアンプ２２の他方入
力端は基準信号Ｂ入力端２３に接続される。オペ
アンプ２２の出力端は受光素子１２及び１３に接
続される。
接続される透析液排出管１１に対向して発光素子
１２及び１３が配設される。これら発光素子１２
及び１３には夫々発振器１４及び１５が接続され
る。発振器１４及び１５は互に異なる周波数の信
号を発生する。前記透析液排出管１１を介して前
記発光素子１２及び１３に対向して受信素子１７
が配設される。この受信素子１７の出力端は増幅
器１８を介して検波器１９及び２０の入力端に接
続される。これら検波器１９及び２０の出力端は
オペアンプ２１の２入力端に夫々接続される。検
波器２０の出力端はさらに第１図では図示しない
が第２図に示す透析液排出管の汚れ検出手段を構
成するオペアンプ４２およびオペアンプ２２の一
方入力端に接続されこのオペアンプ２２の他方入
力端は基準信号Ｂ入力端２３に接続される。オペ
アンプ２２の出力端は受光素子１２及び１３に接
続される。
上記回路において発振器１４及び１５からの発
振信号によつて受光素子１２及び１３が夫々駆動
されるとこれら発光素子は各々の発振器の発振周
波数に同期して互に異なる周期で断続発光する。
この場合、発光素子１２は血液に吸収される波長
の光を発しこれに対し発光素子１３は血液に吸収
されない波長の光を発する。発光光は透析液排出
管及び透析液を介して受光素子１７に入射する。
このとき発光素子１２の光は透析液に微量に含ま
れる血液の量に応じて吸収されこれに対して発光
素子１３の光は血液に吸収されないで受光素子に
入射される。この受光素子１７は受光量及び断続
発光周期に応じた信号を出力する。この受光素子
１７の受光信号は増幅器１８によつて増幅され検
波器１９及び２０に入力される。検波器１９及び
２０は発光素子１２及び１３の断続光に夫々対応
する２つの信号に受光信号を分離する。これら両
信号はオペアンプ２１に入力されこのオペアンプ
によつて両信号の差が検出される。この差信号は
次のような計算式に基いて得られる。即ち、発光
素子１２及び１３の発光輝度を夫々I1及びI2とす
ると I1＝α１・Ｃ ……(1) I2＝α２・Ｃ ……(2) ここでα１及びα２は発光素子１２及び１３の
発光効率を夫々示し、Ｃはオペアンプ２２の出力
である。増幅器１８の増幅率Ａそして検波回路１
９及び２０の変換係数を夫々β１，β２とすると
検波器１９及び２０の出力ａ及びｂは次のように
なる。
振信号によつて受光素子１２及び１３が夫々駆動
されるとこれら発光素子は各々の発振器の発振周
波数に同期して互に異なる周期で断続発光する。
この場合、発光素子１２は血液に吸収される波長
の光を発しこれに対し発光素子１３は血液に吸収
されない波長の光を発する。発光光は透析液排出
管及び透析液を介して受光素子１７に入射する。
このとき発光素子１２の光は透析液に微量に含ま
れる血液の量に応じて吸収されこれに対して発光
素子１３の光は血液に吸収されないで受光素子に
入射される。この受光素子１７は受光量及び断続
発光周期に応じた信号を出力する。この受光素子
１７の受光信号は増幅器１８によつて増幅され検
波器１９及び２０に入力される。検波器１９及び
２０は発光素子１２及び１３の断続光に夫々対応
する２つの信号に受光信号を分離する。これら両
信号はオペアンプ２１に入力されこのオペアンプ
によつて両信号の差が検出される。この差信号は
次のような計算式に基いて得られる。即ち、発光
素子１２及び１３の発光輝度を夫々I1及びI2とす
ると I1＝α１・Ｃ ……(1) I2＝α２・Ｃ ……(2) ここでα１及びα２は発光素子１２及び１３の
発光効率を夫々示し、Ｃはオペアンプ２２の出力
である。増幅器１８の増幅率Ａそして検波回路１
９及び２０の変換係数を夫々β１，β２とすると
検波器１９及び２０の出力ａ及びｂは次のように
なる。
ａ＝I1・k0・k1・Ａ・β１ ……(3)
ｂ＝I2・k0・k2・Ａ・β２ ……(4)
但しk0は排出管及び排出管に付着した不純物に
対する光透過度そしてk1、k2は透析液に対する発
光素子１２及び１３の光の透過率を夫々示す。
対する光透過度そしてk1、k2は透析液に対する発
光素子１２及び１３の光の透過率を夫々示す。
ここで検波器２０の出力ｂが基準信号Ｂと常に
一致するようにオペアンプ２２の出力により発光
素子１２及び１３の発光輝度を自動調整するので Ｂ＝ｂ＝I2・k0・k2・Ａ・β２ ……(5) となる。従つて I2＝Ｂ／ｋ０・ｋ２・Ａ・β２ ……(6) となり式(6)を式(2)に代入すると Ｃ＝Ｉ２／α２＝Ｂ／α２・ｋ０・ｋ２・Ａ・β２…
…(7) となる。この式(7)を式(1)に代入すると I1＝α１・Ｃ＝α１・β／α２・ｋ０・ｋ２・Ａ・β
２……(8) となる。式(8)を式(3)に代入すると ａ＝α１・Ｂ・ｋ０・ｋ１・Ａ・β１／α２・ｋ０・ｋ
２・Ａ・β２＝α１・β１・ｋ１・Ｂ／α２・β２・ｋ
２……(9) 従つて、オペアンプ２１の出力OUTは次のよ
うになる。
一致するようにオペアンプ２２の出力により発光
素子１２及び１３の発光輝度を自動調整するので Ｂ＝ｂ＝I2・k0・k2・Ａ・β２ ……(5) となる。従つて I2＝Ｂ／ｋ０・ｋ２・Ａ・β２ ……(6) となり式(6)を式(2)に代入すると Ｃ＝Ｉ２／α２＝Ｂ／α２・ｋ０・ｋ２・Ａ・β２…
…(7) となる。この式(7)を式(1)に代入すると I1＝α１・Ｃ＝α１・β／α２・ｋ０・ｋ２・Ａ・β
２……(8) となる。式(8)を式(3)に代入すると ａ＝α１・Ｂ・ｋ０・ｋ１・Ａ・β１／α２・ｋ０・ｋ
２・Ａ・β２＝α１・β１・ｋ１・Ｂ／α２・β２・ｋ
２……(9) 従つて、オペアンプ２１の出力OUTは次のよ
うになる。
OUT＝ｂ−ａ＝Ｂ−ａ＝Ｂ−α１・β１・ｋ１／α２・
β２・ｋ２Ｂ ＝Ｂ（α２・β２・ｋ２−α１・β１・ｋ１／α２・
β２・ｋ２） ここでα１・β１＝α２・β２＝Ｄとなるよう
に設計すると OUT＝Ｂ（Ｄｋ２−Ｄｋ１／Ｄｋ２）＝Ｂ（ｋ２−ｋ１
／ｋ２）……(10) となる。
β２・ｋ２Ｂ ＝Ｂ（α２・β２・ｋ２−α１・β１・ｋ１／α２・
β２・ｋ２） ここでα１・β１＝α２・β２＝Ｄとなるよう
に設計すると OUT＝Ｂ（Ｄｋ２−Ｄｋ１／Ｄｋ２）＝Ｂ（ｋ２−ｋ１
／ｋ２）……(10) となる。
上記式から明らかなようにオペアンプ２１の出
力OUT即ち検波器１９及び２０の信号の差信号
は排出管及び付着不純物に対する透過度k0の影響
を受けることがなく得られる。即ち、この発明に
よると異なる周期の２つの断続光を透析液に対し
て発しこれら２つの断続光が受光素子によつて１
つの電気信号として変換されこの信号が検波器に
より２つの断続光に夫々対応する２つの信号に分
離されこれら２つの信号の差から透析液に含有す
る血液の量が検出される。尚、このような血液量
検出において検波器２０の出力が一定となるよう
に言い換えれば透析液２４を介した発光素子１３
の血液に吸収されない波長の光が一定となるよう
に発光素子１２及び１３の発光輝度が調整されて
いる。これにより基準値が常に一定しているので
透析液２４が流れる管及びこの管に付着する不純
物に影響されることなく安定して血液量が検出で
きる。
力OUT即ち検波器１９及び２０の信号の差信号
は排出管及び付着不純物に対する透過度k0の影響
を受けることがなく得られる。即ち、この発明に
よると異なる周期の２つの断続光を透析液に対し
て発しこれら２つの断続光が受光素子によつて１
つの電気信号として変換されこの信号が検波器に
より２つの断続光に夫々対応する２つの信号に分
離されこれら２つの信号の差から透析液に含有す
る血液の量が検出される。尚、このような血液量
検出において検波器２０の出力が一定となるよう
に言い換えれば透析液２４を介した発光素子１３
の血液に吸収されない波長の光が一定となるよう
に発光素子１２及び１３の発光輝度が調整されて
いる。これにより基準値が常に一定しているので
透析液２４が流れる管及びこの管に付着する不純
物に影響されることなく安定して血液量が検出で
きる。
第２図はこの発明の具体的な実施例が示されて
いる。これによると発振回路２５の出力信号がト
ランジスタ２６のベースに供給されると共に1/10
分周回路２８を介してトランジスタ２７のベース
に供給される。即ち、トランジスタ２６は発振回
路２５の発振周波数に同期してON−OFFされこ
れに対してトランジスタ２７は発振周波数の1/10
の周波数に同期してON−OFFされる。これによ
り発光素子、例えばLED２９及び３０はトラン
ジスタ２６及び２７のON−OFF周期に夫々同期
して点滅し対応する断続光を発する。両LED２
９及び３０の断続光は受光素子例えばフオトトラ
ンジスタ３１で受光される。このフオトトランジ
スタ３１の出力信号は増幅回路３２を介して検波
回路３３及び３４に供給される。検波回路３３及
び３４の出力信号はオペアンプ３５に入力され
る。検波回路３４の出力信号はオペアンプ３６に
供給され基準信号回路３７の基準信号と比較され
る。このオペアンプ３６の出力信号によつてトラ
ンジスタ３８及び３９が制御されることにより
LED２９及び３０の発光輝度が調整され検波回
路３４の出力信号が基準信号に常に等しくなるよ
うにされる。オペアンプ３５の出力信号は例えば
血液量算出回路に供給され血液量即ち漏血量が算
出される。また、オペアンプ３５の出力信号はオ
ペアンプ４０に供給され基準信号回路４１の基準
信号と比較される。このオペアンプ４０により漏
血量が基準値を越えたことが検出され例えば漏血
警報装置が作動される。また、オペアンプ４２に
よつて検波回路３４の出力信号に基いて透析液容
器即ち透析液管の汚れがひどくなつたことが検出
され例えば汚れ警報器が作動される。尚、LED
４３及び４４は漏れ及び汚れを発光にて表示する
ために設けられている。
いる。これによると発振回路２５の出力信号がト
ランジスタ２６のベースに供給されると共に1/10
分周回路２８を介してトランジスタ２７のベース
に供給される。即ち、トランジスタ２６は発振回
路２５の発振周波数に同期してON−OFFされこ
れに対してトランジスタ２７は発振周波数の1/10
の周波数に同期してON−OFFされる。これによ
り発光素子、例えばLED２９及び３０はトラン
ジスタ２６及び２７のON−OFF周期に夫々同期
して点滅し対応する断続光を発する。両LED２
９及び３０の断続光は受光素子例えばフオトトラ
ンジスタ３１で受光される。このフオトトランジ
スタ３１の出力信号は増幅回路３２を介して検波
回路３３及び３４に供給される。検波回路３３及
び３４の出力信号はオペアンプ３５に入力され
る。検波回路３４の出力信号はオペアンプ３６に
供給され基準信号回路３７の基準信号と比較され
る。このオペアンプ３６の出力信号によつてトラ
ンジスタ３８及び３９が制御されることにより
LED２９及び３０の発光輝度が調整され検波回
路３４の出力信号が基準信号に常に等しくなるよ
うにされる。オペアンプ３５の出力信号は例えば
血液量算出回路に供給され血液量即ち漏血量が算
出される。また、オペアンプ３５の出力信号はオ
ペアンプ４０に供給され基準信号回路４１の基準
信号と比較される。このオペアンプ４０により漏
血量が基準値を越えたことが検出され例えば漏血
警報装置が作動される。また、オペアンプ４２に
よつて検波回路３４の出力信号に基いて透析液容
器即ち透析液管の汚れがひどくなつたことが検出
され例えば汚れ警報器が作動される。尚、LED
４３及び４４は漏れ及び汚れを発光にて表示する
ために設けられている。
上記の血液検出装置を用いると安定して血液検
出がおこなえしかも透析液容器の汚れにより検出
感度が悪化されることがない。更に検出へツド即
ち発光素子及び受光素子の清浄といつた保守作業
が軽減される。
出がおこなえしかも透析液容器の汚れにより検出
感度が悪化されることがない。更に検出へツド即
ち発光素子及び受光素子の清浄といつた保守作業
が軽減される。
尚、上記実施例では透析器の漏血検出に用いる
ものとして説明したがこの発明は血尿状態を検出
するときにも適用できる。
ものとして説明したがこの発明は血尿状態を検出
するときにも適用できる。
第１図はこの発明の実施例に従つた微量血液検
出装置のブロツク回路図そして第２図は第１図の
微量血液検出装置の具体的電気回路図を示す。 １１……透析液排出管、１２，１３……発光素
子、１４，１５……発振器、１７……受光素子、
１９，２０……検波器、２１，２２……オペアン
プ、２３……基準信号入力端、２４……透析液。
出装置のブロツク回路図そして第２図は第１図の
微量血液検出装置の具体的電気回路図を示す。 １１……透析液排出管、１２，１３……発光素
子、１４，１５……発振器、１７……受光素子、
１９，２０……検波器、２１，２２……オペアン
プ、２３……基準信号入力端、２４……透析液。
Claims (1)
- １ 血液を微量に含む液体が通流する通流管体に
対向して配置され、血液に吸収される波長の光を
発する第１の発光部材と、血液に吸収されにくい
波長の光を発する第２の発光部材と、前記通流管
体を介して前記第１の発光部材および第２の発光
部材からの発光光を受光する受光部材と、この受
光部材からの受光信号を前記第１の発光部材およ
び第２の発光部材の発光波長にそれぞれ対応する
信号に分離する検波手段と、該検波手段から出力
される前記血液に吸収されにくい波長の発光光に
対応する信号より前記通流管体の汚れを検出する
汚れ検出手段と、前記検波手段から出力される前
記血液に吸収されにくい波長の発光光に対応する
信号が一定となるように前記第１の発光部材およ
び第２の発光部材の発光輝度を自動調整する手段
と、前記検波手段から出力される前記血液に吸収
されにくい波長の発光光に対応する信号と前記血
液に吸収される波長の発光光に対応する信号との
信号強度の差から前記液体に含まれる血液の量を
検出する血液量検出手段とを具備することを特徴
とする微量血液検出装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15539079A JPS5679238A (en) | 1979-11-30 | 1979-11-30 | Detector for trace of blood |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15539079A JPS5679238A (en) | 1979-11-30 | 1979-11-30 | Detector for trace of blood |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5679238A JPS5679238A (en) | 1981-06-29 |
| JPS6239698B2 true JPS6239698B2 (ja) | 1987-08-25 |
Family
ID=15604898
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15539079A Granted JPS5679238A (en) | 1979-11-30 | 1979-11-30 | Detector for trace of blood |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5679238A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0497796A (ja) * | 1990-08-14 | 1992-03-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | スチームアイロン |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6739541B2 (ja) * | 2016-10-25 | 2020-08-12 | パイオニア株式会社 | 流体測定装置 |
| JP6910804B2 (ja) * | 2017-01-18 | 2021-07-28 | パイオニア株式会社 | 計測装置、計測方法、コンピュータプログラム及び記録媒体 |
-
1979
- 1979-11-30 JP JP15539079A patent/JPS5679238A/ja active Granted
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0497796A (ja) * | 1990-08-14 | 1992-03-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | スチームアイロン |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5679238A (en) | 1981-06-29 |
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