JPS6332143B2 - - Google Patents
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- JPS6332143B2 JPS6332143B2 JP55167850A JP16785080A JPS6332143B2 JP S6332143 B2 JPS6332143 B2 JP S6332143B2 JP 55167850 A JP55167850 A JP 55167850A JP 16785080 A JP16785080 A JP 16785080A JP S6332143 B2 JPS6332143 B2 JP S6332143B2
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- particles
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/1031—Investigating individual particles by measuring electrical or magnetic effects
- G01N15/12—Investigating individual particles by measuring electrical or magnetic effects by observing changes in resistance or impedance across apertures when traversed by individual particles, e.g. by using the Coulter principle
- G01N15/131—Details
- G01N15/132—Circuits
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Dispersion Chemistry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、粒子計数装置における粒子の検出信
号が粒子の大きさに比例することを利用して、血
球などの粒子信号を直接１個１個AD変換するこ
となしに血液の総体積に対する血球の総容積、す
なわちヘマトクリツト値を簡単かつ高精度で測定
する装置に関するものである。
号が粒子の大きさに比例することを利用して、血
球などの粒子信号を直接１個１個AD変換するこ
となしに血液の総体積に対する血球の総容積、す
なわちヘマトクリツト値を簡単かつ高精度で測定
する装置に関するものである。
従来、ヘマトクリツト値を測定する場合、粒子
検出装置の出力である血球信号（血球の容積に比
例する）のピーク値をホールドまたは検出し、信
号の高さをそれぞれの血球信号についてAD変換
し、デイジタル量を累積してヘマトクリツト値と
していた。すなわち毛細管に血液を収納し、遠心
分離することにより赤血球層と血清層に分離する
が、全血に対する赤血球層の割合をヘマトクリツ
ト値として％表示し、血球疾患の診断に役立てて
いた。なお近年、自動粒子計数装置の出現により
ヘマトクリツト値も同時に測定できるようになつ
た。
検出装置の出力である血球信号（血球の容積に比
例する）のピーク値をホールドまたは検出し、信
号の高さをそれぞれの血球信号についてAD変換
し、デイジタル量を累積してヘマトクリツト値と
していた。すなわち毛細管に血液を収納し、遠心
分離することにより赤血球層と血清層に分離する
が、全血に対する赤血球層の割合をヘマトクリツ
ト値として％表示し、血球疾患の診断に役立てて
いた。なお近年、自動粒子計数装置の出現により
ヘマトクリツト値も同時に測定できるようになつ
た。
しかしながら、血球などの粒子を１個ずつ検出
し測定する必要性から、通常、血液を生理食塩水
などに５万倍程度に希釈して、厚さ数十〜百ミク
ロン程度、直径百ミクロン程度の微細孔に血球の
浮懸液を通過させ、血球１個１個のパルス間隔が
平均数百マイクロ秒、すなわち0.1ミリ秒のオー
ダになるようにしている。しかし希釈液中の血球
などの粒子が必ずしも均一に分散しているとは限
らず、パルス間隔がいわゆるポアソン分布をして
いる。すなわち２個以上の粒子が検出領域をほぼ
同時に通過する同時通過の現象が生ずる。したが
つてAD変換回路として10マイクロ秒以下の処理
スピードを持つ高速AD変換回路を用いなければ
ならず、コスト高であつた。一方、上記欠点をカ
バーするために、信号のピーク値をアナログ的に
処理して積分回路に順次記憶させ、最後にAD変
換する方法が考えられるが、この方法はAD変換
回路を低スピードのもので低価格で構成できる反
面、積分回路のアナログ量の記憶素子にリークの
少ないものが必要であり、温度ドリフトなどの問
題があり、精度の面で必ずしも有効な方法とは言
えない。すなわち測定時間が数秒間であり、この
間に誤差なく電圧値を徐々に充電してトータルし
ていくが、最終時まで精度良く１％以下の誤差で
電圧値を保持することは困難である。
し測定する必要性から、通常、血液を生理食塩水
などに５万倍程度に希釈して、厚さ数十〜百ミク
ロン程度、直径百ミクロン程度の微細孔に血球の
浮懸液を通過させ、血球１個１個のパルス間隔が
平均数百マイクロ秒、すなわち0.1ミリ秒のオー
ダになるようにしている。しかし希釈液中の血球
などの粒子が必ずしも均一に分散しているとは限
らず、パルス間隔がいわゆるポアソン分布をして
いる。すなわち２個以上の粒子が検出領域をほぼ
同時に通過する同時通過の現象が生ずる。したが
つてAD変換回路として10マイクロ秒以下の処理
スピードを持つ高速AD変換回路を用いなければ
ならず、コスト高であつた。一方、上記欠点をカ
バーするために、信号のピーク値をアナログ的に
処理して積分回路に順次記憶させ、最後にAD変
換する方法が考えられるが、この方法はAD変換
回路を低スピードのもので低価格で構成できる反
面、積分回路のアナログ量の記憶素子にリークの
少ないものが必要であり、温度ドリフトなどの問
題があり、精度の面で必ずしも有効な方法とは言
えない。すなわち測定時間が数秒間であり、この
間に誤差なく電圧値を徐々に充電してトータルし
ていくが、最終時まで精度良く１％以下の誤差で
電圧値を保持することは困難である。
本発明は上記欠点を解消するためになされたも
ので、アナログ的処理方法に改良を加えて、簡単
な回路構成でかつ高精度のヘマトクリツト値を測
定することができる装置の提供を目的とするもの
である。
ので、アナログ的処理方法に改良を加えて、簡単
な回路構成でかつ高精度のヘマトクリツト値を測
定することができる装置の提供を目的とするもの
である。
本発明のヘマトクリツト値測定装置を、第１図
を参照して説明すれば、液体中に浮懸する血球な
どの粒子を液と粒子との電気的差異または光学的
差異に基づいて検出し粒子の大きさに比例した電
気信号に変換する粒子検出装置１と、この粒子検
出装置からの信号の高さに応じて次々と積分を行
う積分回路３と、この積分回路に積分された電荷
量を判別し所定量の電荷量以上のときに出力信号
を発する判定回路４と、この判定回路からの出力
信号が現われたときのみ所定量ずつ繰り返して積
分回路の電荷を減ずる変換回路５と、この変換回
路の繰り返しの電荷の減ずる回数を計数する計数
回路６とを包含して構成される。
を参照して説明すれば、液体中に浮懸する血球な
どの粒子を液と粒子との電気的差異または光学的
差異に基づいて検出し粒子の大きさに比例した電
気信号に変換する粒子検出装置１と、この粒子検
出装置からの信号の高さに応じて次々と積分を行
う積分回路３と、この積分回路に積分された電荷
量を判別し所定量の電荷量以上のときに出力信号
を発する判定回路４と、この判定回路からの出力
信号が現われたときのみ所定量ずつ繰り返して積
分回路の電荷を減ずる変換回路５と、この変換回
路の繰り返しの電荷の減ずる回数を計数する計数
回路６とを包含して構成される。
本発明装置においては、従来のようなパルス１
個１個のAD変換によらず、一時的にコンデンサ
などにチヤージしておき、一方、コンデンサに電
荷の存在を確認した上で一定量ずつ繰り返して放
電する方法を用いている。したがつてコンデンサ
などにチヤージされる量は平均化された所定の範
囲内の電圧レベルであり、かつ常に自動的に放電
を行うために精度が飛躍的に向上し、かつ温度な
どの影響も無視される。
個１個のAD変換によらず、一時的にコンデンサ
などにチヤージしておき、一方、コンデンサに電
荷の存在を確認した上で一定量ずつ繰り返して放
電する方法を用いている。したがつてコンデンサ
などにチヤージされる量は平均化された所定の範
囲内の電圧レベルであり、かつ常に自動的に放電
を行うために精度が飛躍的に向上し、かつ温度な
どの影響も無視される。
粒子検出装置１からの赤血球の検出信号が前処
理回路２でピーク電圧として積分回路３に送られ
ると、血球信号の高さに関する情報が次々と積分
される。積分値が所定の値を越えると、判定回路
４が変換回路５を直ちに作動させ、積分値が所定
の値以下になるまで繰り返して積分値を所定量ず
つ減ずる。このため血球信号がほぼ等間隔で平均
化されて入力するときは、判定回路４の動作は間
欠動作となる。
理回路２でピーク電圧として積分回路３に送られ
ると、血球信号の高さに関する情報が次々と積分
される。積分値が所定の値を越えると、判定回路
４が変換回路５を直ちに作動させ、積分値が所定
の値以下になるまで繰り返して積分値を所定量ず
つ減ずる。このため血球信号がほぼ等間隔で平均
化されて入力するときは、判定回路４の動作は間
欠動作となる。
上記の動作を繰り返すことにより、所定量の血
球の浮懸液に対して測定を行うと、最終的に得ら
れた計数回路６の計数値が直接血球信号の大きさ
の累積値となるため、従来の高速AD変換回路に
よつて行つた測定と同じ結果が得られる。
球の浮懸液に対して測定を行うと、最終的に得ら
れた計数回路６の計数値が直接血球信号の大きさ
の累積値となるため、従来の高速AD変換回路に
よつて行つた測定と同じ結果が得られる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明す
る。第１図は本発明のヘマトクリツト値測定装置
の一実施例を示している。１は液体中に浮懸する
血液などの粒子を液と粒子との電気的差異または
光学的差異に基づいて検出し粒子の大きさに比例
した電気信号に変換する粒子検出装置である。粒
子検出装置１は通常、液体中に浮懸する粒子を微
細孔に通過させ粒子と粒子浮懸液との電気インピ
ーダンスの差異に基づいて粒子を検出し粒子の大
きさに比例した電気信号を発生する装置が用いら
れる。２はこの粒子検出装置１に接続された前処
理回路で、粒子信号のパルス幅によらずピーク電
圧値のみを発生する回路で、簡単なピークホール
ド回路などが用いられる。すなわち、単にピーク
電圧を次の積分回路３に送るためのもので、ホー
ルド時間はごく短かく、次段への電圧値の電圧を
送るだけの時間でよく、たとえば微分回路とダイ
オードの組合わせによる整流回路でも代用が可能
である。積分回路３は粒子検出装置からの信号の
高さに応じて次々と積分を行うもの、すなわち前
段の前処理回路２からの電圧値を順次積分する一
方、変換回路５により所定量ずつ繰り返して減じ
ていくためのものである。４は積分回路３に積分
された電荷量を判別し所定量の電荷量以上のとき
に出力信号を発する判定回路で、積分回路３にチ
ヤージされる積分値が所定の範囲を越えると、直
ちに変換回路５を作動させるものであり、通常、
コンパレータなどが用いられる。５は判定回路４
からの出力信号が現われたときのみ所定量ずつ繰
り返して積分回路の電荷を減ずる変換回路で、判
定回路４の信号により積分回路３にチヤージされ
た電荷を一定量ずつ繰り返して減ずる（放電す
る）ものであり、一方、この変換回路５の繰返し
の電荷の減ずる回数が計数回路６への計数信号と
して送られる。７は計数回路６に接続された表示
装置である。
る。第１図は本発明のヘマトクリツト値測定装置
の一実施例を示している。１は液体中に浮懸する
血液などの粒子を液と粒子との電気的差異または
光学的差異に基づいて検出し粒子の大きさに比例
した電気信号に変換する粒子検出装置である。粒
子検出装置１は通常、液体中に浮懸する粒子を微
細孔に通過させ粒子と粒子浮懸液との電気インピ
ーダンスの差異に基づいて粒子を検出し粒子の大
きさに比例した電気信号を発生する装置が用いら
れる。２はこの粒子検出装置１に接続された前処
理回路で、粒子信号のパルス幅によらずピーク電
圧値のみを発生する回路で、簡単なピークホール
ド回路などが用いられる。すなわち、単にピーク
電圧を次の積分回路３に送るためのもので、ホー
ルド時間はごく短かく、次段への電圧値の電圧を
送るだけの時間でよく、たとえば微分回路とダイ
オードの組合わせによる整流回路でも代用が可能
である。積分回路３は粒子検出装置からの信号の
高さに応じて次々と積分を行うもの、すなわち前
段の前処理回路２からの電圧値を順次積分する一
方、変換回路５により所定量ずつ繰り返して減じ
ていくためのものである。４は積分回路３に積分
された電荷量を判別し所定量の電荷量以上のとき
に出力信号を発する判定回路で、積分回路３にチ
ヤージされる積分値が所定の範囲を越えると、直
ちに変換回路５を作動させるものであり、通常、
コンパレータなどが用いられる。５は判定回路４
からの出力信号が現われたときのみ所定量ずつ繰
り返して積分回路の電荷を減ずる変換回路で、判
定回路４の信号により積分回路３にチヤージされ
た電荷を一定量ずつ繰り返して減ずる（放電す
る）ものであり、一方、この変換回路５の繰返し
の電荷の減ずる回数が計数回路６への計数信号と
して送られる。７は計数回路６に接続された表示
装置である。
上記のように構成された装置において、粒子検
出装置１からの赤血球の検出信号が前処理回路２
でピーク電圧として積分回路３に送られると、血
球信号の高さに関する情報が次々と積分される。
積分値が所定の値を越えると、判定回路４が変換
回路５を直ちに作動させ、積分値が所定の値以下
になるまで繰り返して積分値を所定量ずつ減ず
る。このため血球信号がほぼ等間隔で平均化され
て入力するときは、判定回路４の動作は間欠動作
となる。しかし通常検出される血球の間隔は必ず
しも均一ではなく、後述の第３図Ａに示されるよ
うに、２，３個連続したかと思うと間隔があいた
りしてその検出信号の間隔分布はいわゆるポアソ
ン分布をしているので、連続して２個以上の信号
が入力すると、その間だけ余分に積分回路に個数
分の積分が行われ、一方では所定量ずつの減算が
行われる。しかし平均すると、積分回路３の積分
値は所定の値を越えることなく、必ず休止してい
る状態第３図Ｃにおいて電位が平坦な状態が間欠
的に生ずる。
出装置１からの赤血球の検出信号が前処理回路２
でピーク電圧として積分回路３に送られると、血
球信号の高さに関する情報が次々と積分される。
積分値が所定の値を越えると、判定回路４が変換
回路５を直ちに作動させ、積分値が所定の値以下
になるまで繰り返して積分値を所定量ずつ減ず
る。このため血球信号がほぼ等間隔で平均化され
て入力するときは、判定回路４の動作は間欠動作
となる。しかし通常検出される血球の間隔は必ず
しも均一ではなく、後述の第３図Ａに示されるよ
うに、２，３個連続したかと思うと間隔があいた
りしてその検出信号の間隔分布はいわゆるポアソ
ン分布をしているので、連続して２個以上の信号
が入力すると、その間だけ余分に積分回路に個数
分の積分が行われ、一方では所定量ずつの減算が
行われる。しかし平均すると、積分回路３の積分
値は所定の値を越えることなく、必ず休止してい
る状態第３図Ｃにおいて電位が平坦な状態が間欠
的に生ずる。
上記の動作を繰り返すことにより、所定量の血
球の浮懸液に対して測定を行うと、最終的に得ら
れた計数回路６の計数値が直接血球信号の大きさ
の累積値となるため、従来の高速AD変換回路に
よつて行つた測定と同じ結果が得られる。しかも
２，３個分またはそれ以上のパルスが連続して生
じても、その間の情報が積分回路に蓄積されてい
るので、パルスの間隔が生じたときに残りの分を
処理してしまうと言つた、いわゆる平均化の作用
を行うことができ、高価な高速のAD変換装置を
必要としない利点がある。
球の浮懸液に対して測定を行うと、最終的に得ら
れた計数回路６の計数値が直接血球信号の大きさ
の累積値となるため、従来の高速AD変換回路に
よつて行つた測定と同じ結果が得られる。しかも
２，３個分またはそれ以上のパルスが連続して生
じても、その間の情報が積分回路に蓄積されてい
るので、パルスの間隔が生じたときに残りの分を
処理してしまうと言つた、いわゆる平均化の作用
を行うことができ、高価な高速のAD変換装置を
必要としない利点がある。
第２図は積分回路３、判定回路４および変換回
路５の具体例を示している。演算増幅器８とコン
デンサ９とを組み合わせて積分回路３を形成し、
定電流の充放電が可能なようにし、バツフアアン
プ１０を介してコンパレータ１１に入力させる。
コンパレータ１１の比較端子１２に基準電圧を与
え、この電圧を越えたときに、次の変換回路５に
信号が送られる。変換回路５は発振回路１３とリ
レー１４とを備えており、コンパレータ１１から
の信号が生じた時のみ発振回路１３が作動するよ
うに構成されている。発振回路１３の出力波形は
矩形波出力であることが望ましく、リレー１４と
しては比較的高速での作動が安定な半導体リレー
が用いられる。本発明の装置の精度は、積分回路
３の直線性よりはむしろ変換回路５の繰り返しの
積分値の減算精度に左右される。すなわちいかに
一定量ずつ均一に減算するかであり、発振回路１
３に比較的安定な水晶発振器を内蔵させ、これを
矩形波信号に直し、さらにリレー１４の接点側に
接続される減算用の基準電圧端子１５に安定化さ
れた基準電圧を接続し、抵抗１６を介してコンデ
ンサ９の充電側に接続させ、１つの血球信号によ
つて充電される積分値をリレー１４のオンオフに
より数回〜数十回の所定の値で繰り返し減算する
ことによつて行う。一方、試料数、すなわち１回
の測定によつて測定される赤血球数が多い場合で
比較的高精度の測定が不要の場合は、数個の血球
信号に対してリレーのオンオフが１回の場合でも
十分な精度は得られる。すなわち数個分が充電さ
れるのを待つために、いわゆる間欠動作として動
作の平均化が行われる。いずれにしても、本発明
の装置によれば、不均一なパルス信号をアナログ
的な処理で平均化させることにより、従来のよう
な高速のAD変換回路を必要とせず、変換回路の
繰り返しの電荷の減ずる回数を計数することによ
り、総血球信号の高さの累積値を得て十分な精度
を有するヘマトクリツト値測定を行うことができ
る。
路５の具体例を示している。演算増幅器８とコン
デンサ９とを組み合わせて積分回路３を形成し、
定電流の充放電が可能なようにし、バツフアアン
プ１０を介してコンパレータ１１に入力させる。
コンパレータ１１の比較端子１２に基準電圧を与
え、この電圧を越えたときに、次の変換回路５に
信号が送られる。変換回路５は発振回路１３とリ
レー１４とを備えており、コンパレータ１１から
の信号が生じた時のみ発振回路１３が作動するよ
うに構成されている。発振回路１３の出力波形は
矩形波出力であることが望ましく、リレー１４と
しては比較的高速での作動が安定な半導体リレー
が用いられる。本発明の装置の精度は、積分回路
３の直線性よりはむしろ変換回路５の繰り返しの
積分値の減算精度に左右される。すなわちいかに
一定量ずつ均一に減算するかであり、発振回路１
３に比較的安定な水晶発振器を内蔵させ、これを
矩形波信号に直し、さらにリレー１４の接点側に
接続される減算用の基準電圧端子１５に安定化さ
れた基準電圧を接続し、抵抗１６を介してコンデ
ンサ９の充電側に接続させ、１つの血球信号によ
つて充電される積分値をリレー１４のオンオフに
より数回〜数十回の所定の値で繰り返し減算する
ことによつて行う。一方、試料数、すなわち１回
の測定によつて測定される赤血球数が多い場合で
比較的高精度の測定が不要の場合は、数個の血球
信号に対してリレーのオンオフが１回の場合でも
十分な精度は得られる。すなわち数個分が充電さ
れるのを待つために、いわゆる間欠動作として動
作の平均化が行われる。いずれにしても、本発明
の装置によれば、不均一なパルス信号をアナログ
的な処理で平均化させることにより、従来のよう
な高速のAD変換回路を必要とせず、変換回路の
繰り返しの電荷の減ずる回数を計数することによ
り、総血球信号の高さの累積値を得て十分な精度
を有するヘマトクリツト値測定を行うことができ
る。
第３図は、第２図におけるＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ各点
の信号状況を示している。Ａは、前処理回路２か
ら積分回路３へ送られる信号を示すものであり、
粒子信号のピーク電圧が一定時間保持され、順次
送られていく様子を示す。Ｂは、比較端子１２に
与えられる比較電圧を示す。Ｃは、積分回路３の
出力信号を示すものであり、Ａの各ピーク電圧の
大きさに比例して電圧値が積分されて行き、比較
電圧Ｂを越えると、積分回路の電荷が一定量ずつ
減ぜられる（放電される）様子を示す。
の信号状況を示している。Ａは、前処理回路２か
ら積分回路３へ送られる信号を示すものであり、
粒子信号のピーク電圧が一定時間保持され、順次
送られていく様子を示す。Ｂは、比較端子１２に
与えられる比較電圧を示す。Ｃは、積分回路３の
出力信号を示すものであり、Ａの各ピーク電圧の
大きさに比例して電圧値が積分されて行き、比較
電圧Ｂを越えると、積分回路の電荷が一定量ずつ
減ぜられる（放電される）様子を示す。
図中、円で囲まれた部分は、放電途中に次のパ
ルスが入力されたため、放電しながら充電してい
る状態を示す。したがつて、放電特性の傾きがこ
の部分のみ緩やかになつている。このように放電
しながらも、放電中に入力される次のパルスを無
視せず、その分の充電が可能となつている点に本
発明の大きな特徴がある。
ルスが入力されたため、放電しながら充電してい
る状態を示す。したがつて、放電特性の傾きがこ
の部分のみ緩やかになつている。このように放電
しながらも、放電中に入力される次のパルスを無
視せず、その分の充電が可能となつている点に本
発明の大きな特徴がある。
なお、C1，C2は放電後の電位を表わすもので、
C1とC2とは第３図のように異なつている。一定
量ずつ放電するから、もし放電中にパルス入力が
全く無ければC1とC2とは同電位になる。
C1とC2とは第３図のように異なつている。一定
量ずつ放電するから、もし放電中にパルス入力が
全く無ければC1とC2とは同電位になる。
Ｄは、発振回路１３から出力される一定時間幅
Ｔの矩形波信号を示すものである。この矩形波信
号は、信号Ｃが比較電圧Ｂを越える度に出力され
る。この一定時間幅Ｔの期間、リレー１４がオン
し、積分回路３の放電が行われる。
Ｔの矩形波信号を示すものである。この矩形波信
号は、信号Ｃが比較電圧Ｂを越える度に出力され
る。この一定時間幅Ｔの期間、リレー１４がオン
し、積分回路３の放電が行われる。
以上説明したように、本発明のヘマトクリツト
値測定装置は、高速のAD変換回路を要しないの
で、低コストで製作することができ、また血球信
号に対するいわゆる平均化が行われるために、連
続して２つ以上の血球信号が入力しても誤差が生
ずることはなく、簡単な信号構成でかつ高精度で
ヘマトクリツト値を測定することができるという
効果を有している。
値測定装置は、高速のAD変換回路を要しないの
で、低コストで製作することができ、また血球信
号に対するいわゆる平均化が行われるために、連
続して２つ以上の血球信号が入力しても誤差が生
ずることはなく、簡単な信号構成でかつ高精度で
ヘマトクリツト値を測定することができるという
効果を有している。
第１図は本発明のヘマトクリツト値測定装置の
一実施例を示す系統的説明図、第２図は積分回
路、判定回路、変換回路の具体例を示す系統的説
明図、第３図は第２図におけるＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ各
点の信号状況を示す説明図である。 １…粒子検出装置、２…前処理回路、３…積分
回路、４…判定回路、５…変換回路、６…計数回
路、７…表示装置、８…減算増幅器、９…コンデ
ンサ、１０…バツフアアンプ、１１…コンパレー
タ、１２…比較端子、１３…発振回路、１４…リ
レー、１５…基準電圧端子、１６…抵抗。
一実施例を示す系統的説明図、第２図は積分回
路、判定回路、変換回路の具体例を示す系統的説
明図、第３図は第２図におけるＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ各
点の信号状況を示す説明図である。 １…粒子検出装置、２…前処理回路、３…積分
回路、４…判定回路、５…変換回路、６…計数回
路、７…表示装置、８…減算増幅器、９…コンデ
ンサ、１０…バツフアアンプ、１１…コンパレー
タ、１２…比較端子、１３…発振回路、１４…リ
レー、１５…基準電圧端子、１６…抵抗。
Claims (1)
- １ 液体中に浮懸する血球などの粒子を液と粒子
との電気的差異または光学的差異に基づいて検出
し粒子の大きさに比例した電気信号に変換する粒
子検出装置と、この粒子検出装置からの信号の高
さに応じて次々と積分を行う積分回路と、この積
分回路に積分された電荷量を判別し所定量の電荷
量以上のときに出力信号を発する判定回路と、こ
の判定回路からの出力信号が現われたときのみ所
定量ずつ繰り返して積分回路の電荷を減ずる変換
回路と、この変換回路の繰り返しの電荷の減ずる
回数を計数する計数回路とを包含することを特徴
とするヘマトクリツト値測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP55167850A JPS5790158A (en) | 1980-11-27 | 1980-11-27 | Measuring device for hematocrit value |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP55167850A JPS5790158A (en) | 1980-11-27 | 1980-11-27 | Measuring device for hematocrit value |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5790158A JPS5790158A (en) | 1982-06-04 |
| JPS6332143B2 true JPS6332143B2 (ja) | 1988-06-28 |
Family
ID=15857240
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP55167850A Granted JPS5790158A (en) | 1980-11-27 | 1980-11-27 | Measuring device for hematocrit value |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5790158A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0563011U (ja) * | 1992-01-24 | 1993-08-20 | デルタ エレクトロニクス インコーポレイティド | ノイズフィルタ |
| JP3183947B2 (ja) * | 1992-05-01 | 2001-07-09 | オリンパス光学工業株式会社 | 境界面検出装置 |
| TWI591330B (zh) | 2016-06-06 | 2017-07-11 | 盛群半導體股份有限公司 | 血球容積比的全血量測方法及其全血量測電路 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5115491A (ja) * | 1974-07-23 | 1976-02-06 | Royco Instr Inc | |
| JPS5145434A (ja) * | 1974-08-14 | 1976-04-17 | Saint Gobain | |
| JPS5323188A (en) * | 1976-08-17 | 1978-03-03 | Propper Mfg Co Inc | Sterilization pack |
-
1980
- 1980-11-27 JP JP55167850A patent/JPS5790158A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5115491A (ja) * | 1974-07-23 | 1976-02-06 | Royco Instr Inc | |
| JPS5145434A (ja) * | 1974-08-14 | 1976-04-17 | Saint Gobain | |
| JPS5323188A (en) * | 1976-08-17 | 1978-03-03 | Propper Mfg Co Inc | Sterilization pack |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5790158A (en) | 1982-06-04 |
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