【発明の詳細な説明】 本発明は、血液中の特定成分の濃度を連続して
自動的に監視する装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to an apparatus for continuously and automatically monitoring the concentration of specific components in blood.
より詳しくは、血管内留置カテーテルによつて
患者から連続的に血液をサンプリングし、長時間
連続して特定成分の濃度を自動的に測定するにあ
たり、測定流路を形成するチユーブポンプの流量
変動の影響および検出器のドリフトの影響を受け
ない測定装置を提供するものに関する。 More specifically, when blood is continuously sampled from a patient using an intravascular indwelling catheter and the concentration of a specific component is automatically measured over a long period of time, the flow rate fluctuation of the tube pump that forms the measurement flow path is The present invention relates to providing a measurement device that is immune to effects and detector drift.
尚、以下においては、特に血液中のグルコース
即ち血糖に関して説明を進めるが、血糖に限定さ
れるものでないことはいうまでもない。 In the following, explanation will be given particularly regarding glucose in blood, that is, blood sugar, but it goes without saying that the explanation is not limited to blood sugar.
近来、各種の負荷試験における血糖値変動パタ
ーンの測定や、重症糖尿病患者のベツドサイドモ
ニター、糖尿病患者の術中・術後の血糖モニター
などに、微量の血液を長時間連続して採取して血
糖値を連続測定する装置の開発が進められてい
る。 In recent years, blood glucose levels have been measured by continuously collecting small amounts of blood over long periods of time, for measuring blood glucose fluctuation patterns in various stress tests, for bedside monitoring of patients with severe diabetes, and for monitoring blood glucose levels during and after surgery for diabetic patients. Development of a device to continuously measure .
この種装置では、抗凝血薬注入口を有する二重
管カテーテルを血管内に留置し、抗凝血薬で希釈
されながら生体から採血された血液は、適当なポ
ンプ手段によりセンサーへ送られる。そしてセン
サーを較正する場合には、二重管カテーテルをカ
ニユーレから取り外し、既知濃度の液を用いて較
正した後、再びカニユーレに接続して測定を続け
る。しかしこの方式は操作が煩雑になるばかりで
なく、センサー較正時に血液がカニユーレ部で凝
固しやすいという欠点を有している。 In this type of device, a double-tube catheter having an anticoagulant injection port is placed in a blood vessel, and blood collected from a living body while being diluted with an anticoagulant is sent to a sensor by an appropriate pump means. When calibrating the sensor, the double-tube catheter is removed from the cannula, calibrated using a solution of known concentration, and then connected to the cannula again to continue measurement. However, this method not only requires complicated operation, but also has the disadvantage that blood tends to coagulate in the cannula during sensor calibration.
かかる欠点を回避するために、特開昭52−
135795では、センサーに至る流路（チユーブポン
プを用いている）に流路切換装置を設けている。
ただこの発明装置においては、チユーブポンプ以
外のポンプも用いうるとされているが、チユーブ
ポンプ以外例えばシリンジポンプの場合は、脈動
が大きく微量な各流れの位相を正確に揃えること
は困難で、またデツドボリユームが大きいことか
ら、微量の液体を連続して安定した流量で送液す
るには適していない。そこで、この様な微量の液
体を扱う場合にはチユーブポンプを用いるのが普
通である。それはさておき、上記流路切換装置に
は、連続的に流れる試料源と較正時に用いる基準
液体源が連続されており、通常は試料をセンサー
部へ流して連続測定を行なう。一方センサーの較
正を行なう場合は、基準液体響からの流路がオー
プンとなり、センサーには基準液体が流され、試
料は流れをそらされてセンサー部を通らずにドレ
イン部へと流れる。かくすることにより、センサ
ーの較正時においても、カテーテルを外す必要が
なく、且つ試料は流れた状態のままなので、凝固
し易いという欠点も回避されている。 In order to avoid such drawbacks, Japanese Patent Laid-Open No. 52-
In 135795, a flow path switching device is installed in the flow path (using a tube pump) leading to the sensor.
However, it is said that pumps other than tube pumps can be used in the device of this invention, but in the case of a syringe pump other than a tube pump, for example, it is difficult to precisely align the phases of each minute flow due to large pulsations. Since the dead volume is large, it is not suitable for continuously delivering a small amount of liquid at a stable flow rate. Therefore, when handling such a small amount of liquid, a tube pump is usually used. Aside from that, the flow path switching device has a continuously flowing sample source and a reference liquid source used during calibration connected in series, and normally the sample is flowed to the sensor section for continuous measurement. On the other hand, when calibrating the sensor, the flow path from the reference liquid is opened, the reference liquid is allowed to flow through the sensor, and the flow of the sample is diverted and flows to the drain section without passing through the sensor section. In this way, even during sensor calibration, there is no need to remove the catheter, and the sample remains in a flowing state, thereby avoiding the disadvantage of easy coagulation.
また、基準液体は試料の希釈率が一定の時に正
しい濃度値を示すようにセンサーを較正するもの
であるが、実際には流路（チユーブポンプ）の微
妙な変形状により、希釈率が設定した値より多小
ずれてそのままでは測定に誤差を生じる傾向にあ
るので、この先行技術では以下の如き方法を採つ
ている。即ち、カニユーレから吸入された試料の
緩衝液等による実際の希釈率を検知するために、
試料と同一もしくは同等と見做せる液を採取し、
一定の希釈率にて希釈して較正用試料を作成し、
較正時の流路（チユーブポンプ）からセンサーへ
直接流して測定値を読み取り、カニユーレから試
料を流したときの測定値と比較することにより実
際の希釈率を知る。 In addition, the reference liquid is used to calibrate the sensor so that it shows the correct concentration value when the dilution rate of the sample is constant, but in reality, due to the subtle deformation of the flow path (tube pump), the dilution rate is If the deviation is more or less than the value, it tends to cause errors in measurement, so this prior art adopts the following method. That is, in order to detect the actual dilution rate of the sample inhaled from the cannula with buffer solution, etc.
Collect a liquid that can be considered to be the same or equivalent to the sample,
Create a calibration sample by diluting it at a certain dilution rate,
The actual dilution rate can be determined by reading the measured value by flowing the sample directly from the flow path (tube pump) during calibration to the sensor and comparing it with the measured value when the sample was flowed from the cannula.
しかし、この先行技術（特開昭52−135795）
も、以下に述べる解決すべき欠点を含んでいる。
それらは試料源と基準液体源が別々の流路から成
つていることに帰因する。 However, this prior art (Japanese Patent Application Laid-Open No. 52-135795)
However, it also has the following drawbacks that need to be resolved.
This is due to the fact that the sample source and the reference liquid source are comprised of separate channels.
即ち、実際に一本のチユーブポンプを長時間連
続して用いた場合の流量等流れの状態の変化の度
合は無視できない大きさを有しており、例えば10
時間連続して使用した場合の流量の変化は10％を
越すことも珍らしくはない。この流れの状態の変
化の要因としては、チユーブ自身の経時変化（チ
ユーブポンプのローラー加圧による）と、チユー
ブ内壁に血球や蛋白その他液中の不純物等が付着
して汚染されることに依るものと考えられる。こ
の内前者ではチユーブの肉厚の違いや材質の違
い、更にはチユーブポンプの構造の微妙な差異等
により、各チユーブの経時変化は各々異なつてい
るので、別々の流路系を用いた場合には双方の変
化の度合いを揃えることは不可能と言つてもよ
い。また後者の要因についても、別々の流路系を
用いた場合には各流路系、即ち試料源と基準液体
源とでは流れる液体の質が異るので一層差が生じ
易い。 In other words, when one tube pump is actually used continuously for a long time, the degree of change in flow conditions such as flow rate is large enough that it cannot be ignored.
It is not uncommon for the flow rate to change by more than 10% when used continuously for hours. The causes of this change in flow state are changes in the tube itself over time (due to tube pump roller pressure), and contamination due to adhesion of blood cells, proteins, and other impurities in the liquid to the inner wall of the tube. it is conceivable that. In the former case, the changes over time of each tube are different due to differences in tube wall thickness, material, and even subtle differences in the structure of the tube pump, so if separate flow path systems are used, It can be said that it is impossible to equalize the degree of change on both sides. Regarding the latter factor, when separate flow path systems are used, the quality of flowing liquid is different between each flow path system, that is, the sample source and the reference liquid source, so differences are more likely to occur.
従つて、連続測定中における試料源の流路を基
準液体源の流路での流れの状態の変化の仕方が異
なることにより、試料と緩衝液との希釈率等も測
定時に徐々に変化するので、測定の開始時に実際
の希釈率を測定して行なつた較正された状態は
徐々に乱れてくる。ところが、試料源の流路と基
準液体源の流路の経時的な流れの状態の変化は全
く独立しており、互いに補償することはできな
い。また、基準液体にて随時較正が可能なのはセ
ンサーの感度だけであり、試料源と基準液体源と
の流路の変動分の差異、例えば試料液と緩衝液と
の混合比即ち希釈率が変化したとしても、それは
補償されず、その場合の測定値は誤りを含んだも
のとなる。 Therefore, due to the difference in the way the flow conditions change between the sample source flow path and the reference liquid source flow path during continuous measurements, the dilution ratio of the sample and buffer solution will gradually change during measurement. , the calibrated conditions established by measuring the actual dilution rate at the beginning of the measurement gradually become disturbed. However, changes in the flow conditions over time in the sample source flow path and the reference liquid source flow path are completely independent and cannot compensate for each other. In addition, only the sensitivity of the sensor can be calibrated at any time using the reference liquid, and the difference due to fluctuations in the flow paths between the sample source and the reference liquid source, for example, the mixing ratio of the sample liquid and the buffer solution, that is, the dilution rate, has changed. However, it is not compensated for and the measured value in that case will contain an error.
また、前記試料と同一もしくは同等と見做せる
較正用試料を用いた希釈率補償手段は、試料中の
グルコース濃度が較正している時間内に変動しな
いと見做せる場合には有効であるが、実際には測
定中にグルコース濃度が経済的な変化を示すもの
が普通であり、またどのように変動するかも知れ
ないものであるから、測定中の試料と同等の較正
用試料を作成して用いることは実際には困難であ
る。また、上記の如く測定中に較正用試料を作成
して用いるとしても、その作成自体が手間のかか
る操作であるうえに、較正に要する時間内の試料
のグルコース濃度の変動分は、そのまま測定誤差
となつて表われてしまう。 Furthermore, a dilution rate compensation method using a calibration sample that is considered to be the same or equivalent to the sample described above is effective if the glucose concentration in the sample can be assumed not to fluctuate during the time being calibrated. In reality, the glucose concentration usually shows economical changes during measurement, and it may change in any way, so it is necessary to prepare a calibration sample equivalent to the sample being measured. It is difficult to use in practice. Furthermore, even if a calibration sample is prepared and used during measurement as described above, the preparation itself is a time-consuming operation, and the fluctuations in the glucose concentration of the sample during the time required for calibration will result in measurement errors. It becomes apparent.
即ち、チユーブポンプの流量が、各チユーブ毎
に経時的に変わる心配があるので、この変化を逐
次補償することが測定の正確さの上で必要である
が、前述の先行技術における較正用試料は測定中
に逐次作成されて用いられるのに適当なものでは
なく逐次補償は不可能である。 That is, since there is a concern that the flow rate of the tube pump may change over time for each tube, it is necessary to compensate for this change sequentially for measurement accuracy, but the calibration sample in the prior art described above It is not suitable for being created and used sequentially during measurements, and sequential compensation is not possible.
本発明は、これら先行技術を含む従来技術の欠
点を解消すくなされたものであり、試料液と他の
較正液と流路（チユーブポンプ）を共通にし、装
置の較正も逐次行なうことによつて血糖値を長時
間連続して正確にモニターする装置を提供するも
のである。 The present invention has been made to eliminate the drawbacks of the prior art including these prior art, and by sharing a flow path (tube pump) with the sample liquid and other calibration liquid, and by sequentially calibrating the device. The present invention provides a device that accurately monitors blood sugar levels continuously over a long period of time.
以下、本発明を図面に基づいて詳細に説明す
る。第１図は本発明に係る血液成分の自動連続測
定装置の構成の１例を示すブロツク図であり、本
装置は採血部１、較正液送液部２、サンプリング
機構３、緩衝液送液部４、測定部５、操作部６お
よび測定・制御回路部７等から構成される。 Hereinafter, the present invention will be explained in detail based on the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of an automatic continuous measuring device for blood components according to the present invention. 4, a measurement section 5, an operation section 6, a measurement/control circuit section 7, etc.
まず採血部１は、デイスポーザブル二重管カテ
ーテル１１、抗凝血薬１２、抗凝血薬送液用チユ
ーブポンプP1、採血用チユーブポンプP2、抗凝
血薬送液チユーブ１３、採血チユーブ１４より構
成される。そして被験者（図示略）からの血液
は、カテーテル１１の先端部において、抗凝血薬
１２で希釈され抗凝血処理されながら連続的に採
血されて、試料液カツプ１５へ送液される。尚、
抗凝血薬１２はヘパリン等を生理食塩水に溶かし
たものである。試料液カツプ１５は、液量が一定
量以上になると余分な量はオーバーフローしてド
レインされ、常に新鮮な一定量の試料液１６を保
持するようになされている。またチユーブポンプ
P1とP2は同軸に駆動される。尚前述した如くチ
ユーブ１３，１４およびチユーブポンプP1，P2
の特性を完全に揃えることは非常に難しいもの
で、ポンプP1，P2による抗凝血薬の送液量と血
液の吸引量の正確な比率、希釈率を決定するた
め、濃度既知の標準液であるスタンダード２液１
７を用いる。希釈率の決め方については後述す
る。また、採血部の両チユーブ１３，１４の形状
に依存されない一定した値の希釈率を得ること
は、抗凝血薬１２の濃度を高めて量を少なくして
希釈率を１に近づけることによつてある程度期待
できる。更に本実施例では、チユーブ１３，１４
の特性を揃えるためにデイスポーザブル型の二重
管カテーテルを用いているが、単管型のカテーテ
ルを用いても良いことは勿論であり、この場合に
は単管の内壁を、ヘパリン等の抗凝血薬、または
線溶酵素（主にウロキナーゼ）でコーテイングす
ることにより、採血部での希釈率の問題を解決す
ることもできる。 First, the blood collection section 1 includes a disposable double tube catheter 11, an anticoagulant 12, a tube pump P1 for feeding anticoagulant, a tube pump P2 for blood sampling, a tube 13 for feeding anticoagulant, and blood sampling. It is composed of a tube 14. Blood from a subject (not shown) is continuously collected at the distal end of the catheter 11 while being diluted with an anticoagulant 12 and subjected to anticoagulation treatment, and is sent to a sample liquid cup 15. still,
The anticoagulant 12 is heparin or the like dissolved in physiological saline. When the amount of liquid in the sample liquid cup 15 exceeds a certain level, the excess amount overflows and is drained, so that a certain amount of fresh sample liquid 16 is always retained. Also tube pump
P1 and P2 are driven coaxially. As mentioned above, the tubes 13 and 14 and the tube pumps P1 and P2
It is very difficult to perfectly match the characteristics of anticoagulants, and in order to determine the exact ratio between the amount of anticoagulant pumped by pumpsP1 andP2 and the amount of blood drawn, as well as the dilution rate, we need to use standards with known concentrations. standard 2 liquids 1 liquid
7 is used. How to determine the dilution rate will be described later. Furthermore, in order to obtain a dilution rate of a constant value that is not dependent on the shapes of both tubes 13 and 14 in the blood sampling section, the concentration of the anticoagulant 12 is increased and the amount is decreased to bring the dilution rate close to 1. You can expect it to some extent. Furthermore, in this embodiment, tubes 13, 14
Although a disposable double-tube catheter is used in order to have the same characteristics, it goes without saying that a single-tube catheter may also be used. Coating with an anticoagulant or fibrinolytic enzyme (mainly urokinase) can also solve the problem of dilution at the blood collection site.
較正液送液部２は、逐次較正に必要な標準液た
るスタンダード１液２１とベース液２２を、チユ
ーブポンプP3，P4により夫々標準液カツプ２３
およびベース液カツプ２４に連続的に送液してい
る。この標準液カツプ２３とベース２４は、試料
液カツプ１５と同様に常に新鮮な一定量の各々の
液で充たされており、余分な液はオーバーフロー
して後述の如くドレインされる。尚本実施例では
ベース液２２として後述する緩衝液４１を流用し
ているので、緩衝液溜り４２から送液されるよう
になつているが、別のベース液溜りを設け、そこ
から送液しても良いことは勿論である。スタンダ
ード１液２１は、スタンダード１液溜り２１から
送液されている。また図中２５はスタンダード液
送り用のチユーブ、２６はベース液送り用のチユ
ーブである。 The calibration liquid feeding unit 2 supplies standard liquid 21 and base liquid 22, which are standard liquids necessary for sequential calibration, to standard liquid cups 23 using tube pumps P3 and P4 , respectively.
and the base liquid cup 24 is continuously fed. The standard liquid cup 23 and the base 24, like the sample liquid cup 15, are always filled with fresh constant amounts of each liquid, and excess liquid overflows and is drained as described below. In this embodiment, a buffer solution 41, which will be described later, is used as the base solution 22, so the solution is delivered from the buffer solution reservoir 42, but it is also possible to provide another base solution reservoir and send the solution from there. Of course, it is good to do so. The standard 1 liquid 21 is fed from the standard 1 liquid reservoir 21. Further, in the figure, 25 is a tube for feeding the standard liquid, and 26 is a tube for feeding the base liquid.
サンプリング機構３は、サンプリングノズル３
１がチユーブポンプP11の作用により、予め測
定・制御回路７で定められた順序で試料液カツプ
１５、標準液カツプ２３およびベース液カツプ２
４から液を吸引し、ノブルチユーブ３２を通して
測定部５のマニホルドM2へ送液するように設計
されている。その詳細な作動は後述する。尚、別
の洗浄槽を設けてもよく、その場合にはノズル３
１は洗浄槽にも所定の順序で浸されるように設定
される。 The sampling mechanism 3 includes a sampling nozzle 3
1 is a tube pump P11 which pumps sample liquid cup 15, standard liquid cup 23 and base liquid cup 2 in the order predetermined by measurement/control circuit 7.
It is designed to suck the liquid from 4 and send it to the manifold M2 of the measuring section 5 through the knob tube 32. Its detailed operation will be described later. In addition, another cleaning tank may be provided, in which case the nozzle 3
1 are also set to be immersed in a cleaning tank in a predetermined order.
緩衝液送液部４では、緩衝液４１を予め熱交換
器４３に通して恒温化したのち、マニホルドM1
により二分し、一方をベース液カツプ２４へ送つ
てベース液２２とし、他の一方は試料液（または
スタンダード１液、ベース液）との混合用として
マニホルドM2へ夫々連続して送液される。尚図
中、P5はチユーブ４４を通して緩衝液４１を熱
交換器４３に送るチユーブポンプ、P6はチユー
ブ４５を通してマニホルドM2に空気を送り込む
チユーブポンプであり、このチユーブポンプP5，
P6は、上述した較正液送液部２のチユーブポン
プP3，P4および後述するドレイン用チユーブポ
ンプP7と同軸に駆動される。 In the buffer solution feeding section 4, the buffer solution 41 is passed through a heat exchanger 43 in advance to constant temperature, and then transferred to the manifoldM1.
One part is sent to the base liquid cup 24 as the base liquid 22, and the other part is continuously sent to the manifoldM2 for mixing with the sample liquid (or standard 1 liquid, base liquid). . In the figure, P5 is a tube pump that sends the buffer solution 41 to the heat exchanger 43 through the tube 44, and P6 is a tube pump that sends air to the manifold M2 through the tube45 .
P6 is driven coaxially with the tube pumps P3 and P4 of the calibration liquid feeding section 2 described above and the drain tube pump P7 described later.
次に測定部５には上述した如くマニホルドM2
が設けられており、恒温化された緩衝液４１が緩
衝送液部４のマニホルドM1を通つて送液されて
くる。マニホルドM2には緩衝液４１の流れを分
節するための空気も送り込まれ、この分節された
緩衝液に試料液１６（またはスタンダード１液、
ベース液）が注入され、測定液となつて流れてい
く。空気分節は、測定液の拡散防止とミキシング
効果を目的としたものであり、更に管壁の洗浄効
果も期待できる。測定液はミキシングコイル５１
を通過することによつて転倒混和されてのち、例
えばGOD固定化膜と過酸化水素電極の組合わせ
によりなるグルコース濃度測定用の固定化酵素膜
電極５２に送られ、グルコース濃度が測定され
る。この場合、電極５２には気胞が脱泡されるこ
となく空気層と測定液層が交互に並んで流れ、空
気分節が電極５２を含む全ての測定系を洗浄しな
がら測定が続けられるもので、各測定液の相互汚
染が極少化される。測定を終つた液および気泡
は、ドレインカツプ５３を介してドレイン用チユ
ーブポンプP7によりドレインボルト５４へと排
出される。このドレインカツプ５３には、先述し
た各カツプ１５，２３，２４をオーバーフローし
た各液も、試料液オーバーフロー用チユーブ１
８、同チユーブポンプP8、スタンダード１液オ
ーバーフロー用チユーブ２７、同チユーブポンプ
P9、ベース液オーバーフロー用チユーブ２８、
同チユーブポンプR10によつて送液され、同じく
ドレインボルト５４へドレインされる。尚、上記
各チユーブポンプP8，P9，P10とサンプリング用
チユーブポンプP11は同軸に駆動される。 Next, the measuring section 5 is equipped with a manifoldM2 as described above.
A constant temperature buffer solution 41 is sent through the manifold M1 of the buffer solution delivery section 4 . Air is also sent into the manifoldM2 to divide the flow of the buffer solution 41, and the sample solution 16 (or standard 1 solution,
The base liquid) is injected and flows as the measurement liquid. The purpose of the air segment is to prevent the measurement liquid from spreading and provide a mixing effect, and can also be expected to have a cleaning effect on the tube wall. The measuring liquid is mixed in the mixing coil 51.
After being inverted and mixed by passing through, for example, it is sent to an immobilized enzyme membrane electrode 52 for measuring glucose concentration, which is a combination of a GOD immobilized membrane and a hydrogen peroxide electrode, and the glucose concentration is measured. In this case, an air layer and a measurement liquid layer flow alternately through the electrode 52 without defoaming, and measurement can be continued while the air segment cleanses the entire measurement system including the electrode 52. Mutual contamination of each measurement liquid is minimized. The liquid and air bubbles that have been measured are discharged via the drain cup 53 to the drain bolt 54 by the drain tube pumpP7 . The drain cup 53 also contains the liquids that have overflowed the cups 15, 23, and 24 described above from the sample liquid overflow tube 1.
8. Same tube pump P8 , standard 1 liquid overflow tube 27, same tube pump
P9 , base liquid overflow tube 28,
The liquid is sent by the same tube pump R10 and drained to the drain bolt 54 as well. The tube pumps P8 , P9 , P10 and the sampling tube pump P11 are coaxially driven.
操作部６は、装置の操作全てを司どつており、
操作スイツチ６１やキーボード６２により装置の
操作が行なわれる。 The operation unit 6 controls all operations of the device,
The device is operated using an operation switch 61 and a keyboard 62.
最後に測定・制御回路部７は、Ｉ―Ｖ変換器７
１、Ａ―Ｄ変換器７２、マイクロコンピユーター
７３および表示器７４から成り、グルコース電極
５２からの出力信号を処理し、逐次較正した後の
血糖値を表示器７４に逐次表示するとともに、サ
ンプリング機構３の動作の制御を行なつている。 Finally, the measurement/control circuit section 7 includes an IV converter 7
1. Consists of an A-D converter 72, a microcomputer 73, and a display 74, which processes the output signal from the glucose electrode 52 and sequentially displays the blood glucose level after sequential calibration on the display 74. The operation of the robot is controlled.
次に、操作手順に従つて本発明を説明する。 Next, the present invention will be explained according to the operating procedure.
まず、各較正液等を準備をしたのち、操作部６
の電源スイツチSWを入れ、全てのチユーブポン
プP1〜P11を作動させ、キーボード６２で日付や
番号等をマイクロコンピユーター７３に入力させ
る。所定のウオームアツプが完了すると、操作ス
イツチ６１のスタンダードスイツチ６１２が点灯
し、ポンプスイツチ６１１が消灯して各ポンプは
停止する。次いでCALBスイツチ６１３を押すと
再び各ポンプは運転を開始し、サンプリング機構
３も作動をはじめる。カテーテル１１をスタンダ
ード２液１７に挿入し、液１７を吸入してから試
料液カツプ１５に流入するまでに要する遅れ時間
をストツプウオツチ等で計時し、この時間をキー
ボード６２から入力して後の測定に用いる。遅れ
時間は、カテーテルの仕様が変らない限り（タイ
プおよびチユーブ長さの変更がない限り）実質的
に一定であると見做せるので、一度測定すれば、
その後のカテーテル交換時においては、その値だ
けを入力すればよい。引き続き、濃度既知である
スタンダード２液１７を試料液の代りに測定し、
採血部１での血液と抗凝血薬１２との希釈率を決
定してマイクロコンピユーター７３に記憶させ、
以後の測定に用いる。採血１での希釈率の測定
は、抗凝血薬を内壁にコーテイングした単管型の
カテーテルを用いることなどにより省略すること
もできる。 First, after preparing each calibration solution, etc.,
Turn on the power switch SW, operate all tube pumps P1 toP 11 , and enter the date, number, etc. into the microcomputer 73 using the keyboard 62. When the predetermined warm-up is completed, the standard switch 612 of the operation switch 61 lights up, the pump switch 611 goes out, and each pump stops. Next, when the CALB switch 613 is pressed, each pump starts operating again, and the sampling mechanism 3 also starts operating. Insert the catheter 11 into the standard 2 liquid 17, measure the delay time required from inhaling the liquid 17 until it flows into the sample liquid cup 15 using a stopwatch, etc., and input this time from the keyboard 62 for later measurements. use Once measured, the lag time can be assumed to be essentially constant unless the catheter specifications change (unless the type and tube length change).
When replacing the catheter thereafter, only that value needs to be input. Subsequently, standard 2 liquid 17 of known concentration was measured instead of the sample liquid,
Determining the dilution rate of the blood and anticoagulant 12 in the blood collection section 1 and storing it in the microcomputer 73,
Used for subsequent measurements. The measurement of the dilution rate in blood collection 1 can also be omitted by using a single-tube catheter whose inner wall is coated with an anticoagulant.
カテーテル１１を患者にセツトすると、血液が
上記希釈率にて希釈されるとともに抗凝血処理さ
れ、試料液カツプ１５に連続的に送液される。カ
ツプ１５の試料液１６の液量が一定量以上になる
と、余分な液はオーバーフローしてドレインボル
ト５４へ排出され、カツプ１５内には常に一定量
の新鮮な試料液１６が保持される構造になつてい
る。従つて、ノズル３１、試料液１６、スタンダ
ード１液３１およびベース液２２を順次繰り返し
吸引するが、その際の相互汚染は回避される。 When the catheter 11 is set in the patient, the blood is diluted at the above-mentioned dilution rate, anticoagulated, and continuously fed into the sample liquid cup 15. When the amount of sample liquid 16 in cup 15 exceeds a certain level, the excess liquid overflows and is discharged to drain bolt 54, so that a certain amount of fresh sample liquid 16 is always retained in cup 15. It's summery. Therefore, although the nozzle 31, the sample liquid 16, the standard 1 liquid 31, and the base liquid 22 are repeatedly sucked in sequence, mutual contamination is avoided.
次にチエツクスイツチ６１４を押すと、患者の
血糖値が連続的に測定される。 Next, when the check switch 614 is pressed, the patient's blood sugar level is continuously measured.
先ず、サンプリングノズル３１は標準液カツプ
２３から一定量のスタンダード１液２１を所定の
方式で吸入する。例えば、第２図の如く空気節分
で２つに分けられた状態で20秒間吸入する。次い
でノズル３１はベース液カツプ２４に移り所定の
状態、例えば第２図の如く空気分節で８つに分け
られた状態で40秒間ベース液２２を吸入する。次
に、ノズル３１は試料液カツプ１５に入いり、所
定の方式例えば第２図の如くスタンダード１液２
１の場合と同様に空気分節で２つに分けられた状
態で20秒間試料液１６を吸入する。更にノズル３
１はベース液カツプ２４に入いり、前記同様の所
作で40秒間ベース液２２に吸入する。その後、ノ
ブル３１は再び標準液カツプ２３に入いり、前記
動作円繰り返す。尚、第２図中、AIRは空気分
節、STD、BASE、SAMは夫々上記空気分節で
分けられたスタンダード１液２１、ベース液２
２、試料液１６の液泡を示し、また空気分節はノ
ズル３１を各液に出入させることにより適宜大き
さのものを任意間隔、任意個数作ることができ
る。 First, the sampling nozzle 31 sucks a certain amount of standard 1 liquid 21 from the standard liquid cup 23 in a predetermined manner. For example, as shown in Figure 2, inhale for 20 seconds with the air divided into two parts. Next, the nozzle 31 moves to the base liquid cup 24 and sucks in the base liquid 22 for 40 seconds in a predetermined state, for example, in a state in which the air is divided into eight air segments as shown in FIG. Next, the nozzle 31 enters the sample liquid cup 15 and performs standard 1 liquid 2 in a predetermined manner, for example, as shown in FIG.
As in case 1, the sample liquid 16 is inhaled for 20 seconds while being divided into two by the air segment. Furthermore, nozzle 3
1 enters the base liquid cup 24 and sucks it into the base liquid 22 for 40 seconds using the same action as described above. Thereafter, the knob 31 enters the standard solution cup 23 again and repeats the above operating circle. In Figure 2, AIR is the air segment, and STD, BASE, and SAM are the standard 1 liquid 21 and base liquid 2, which are separated by the above air segment.
2. The bubbles of the sample liquid 16 are shown, and air segments of an appropriate size can be created at arbitrary intervals and in any number by moving the nozzle 31 in and out of each liquid.
このノズル３１の移動は、例え第３図ａ，ｂに
示す如きサンプリング機構３により行なわれる。
まず、ノズル３１はノズルアーム先端部３３ａの
垂直透孔３３１に嵌挿固定され、その上部にはサ
ンプリング用チユーブポンプP11に連なるノズル
チユーブ３２が嵌込されている。一方、ノズルア
ーム３３は、その後端部３３ｂの側部に設けた長
孔３３２に横嵌した支軸３３３と、ノズルアーム
先端部側方に突設したピン３３４を支承する円板
３３５により支持される。このピン３３４は、円
板３３５の周縁部（図では左端）の透孔３３６に
遊嵌され、該円板３３５がモーター３３７によ
り、ある角度例えば180度回動するに従つて、ピ
ン３３４に連なるノズルアーム先端部３３ａを第
３図ａの如く円弧状に前後動させる。即ち、この
円板３３５の回動により、ノズル３１およびノズ
ルアーム３３が実線位置と破線位置を往復し、ノ
ズル３１は実線位置にある場合にベース液カツプ
２４に、また破線位置にある場合に標準液カツプ
２３および試料液カツプ１５に夫々挿入される。
尚、標準液カツプ２３と測定装置カツプ１５はス
ライドベース３４上に載置され、該スライドベー
ス３４はモータ３４３により回転させる偏心カム
３４１およびスプリング３４２またはラツクとピ
ニオン（図示略）により前後動して、両カツプ２
３，１５を順次吸引位置を持つてくる。これらア
ーム３３およびスライドベース３４の動きはマイ
クロコンピユーター７３によつて制御されてい
る。ノズルアーム３３の駆動は、上記の他に、フ
オトマイクロセンサーとステツピングモータの組
合せなどの電気的、機械的な手段で円板３３５を
回動させるものが考えられる。 This movement of the nozzle 31 is performed by a sampling mechanism 3 as shown in FIGS. 3a and 3b, for example.
First, the nozzle 31 is fitted and fixed into a vertical through hole 331 of the nozzle arm tip 33a, and a nozzle tube 32 connected to the sampling tube pumpP11 is fitted into the upper part of the nozzle 31. On the other hand, the nozzle arm 33 is supported by a support shaft 333 fitted laterally into a long hole 332 provided on the side of the rear end 33b, and a disk 335 that supports a pin 334 protruding from the side of the tip of the nozzle arm. Ru. This pin 334 is loosely fitted into a through hole 336 at the peripheral edge of a disc 335 (the left end in the figure), and as the disc 335 is rotated by a certain angle, for example, 180 degrees, by a motor 337, the pin 334 is connected to the pin 334. The nozzle arm tip 33a is moved back and forth in an arc as shown in FIG. 3a. That is, due to the rotation of this disk 335, the nozzle 31 and the nozzle arm 33 reciprocate between the solid line position and the broken line position, and the nozzle 31 is applied to the base liquid cup 24 when it is in the solid line position, and to the standard liquid cup 24 when it is in the broken line position. They are inserted into the liquid cup 23 and the sample liquid cup 15, respectively.
The standard liquid cup 23 and measuring device cup 15 are placed on a slide base 34, and the slide base 34 is moved back and forth by an eccentric cam 341 and a spring 342 rotated by a motor 343 or by a rack and pinion (not shown). , both cups 2
3 and 15 are sequentially brought to the suction position. The movements of these arms 33 and slide base 34 are controlled by a microcomputer 73. In addition to the above-described method, the nozzle arm 33 may be driven by electrical or mechanical means such as a combination of a photomicro sensor and a stepping motor, which rotates the disk 335.
次に本実施例では、第２図からもわかるよう
に、１つの測定サイクルに２分を要している。即
ち本発明は、厳密な意味では試料液を連続して測
定していないが、試料液中の血糖値は、第４図に
その１例を示す如くかなり滑らかに変化するもの
であり、この程度の時間間隔で急激に変化するこ
とはなく、２分間隔での測定で十分に連続と同等
の意義を有する測定ができるものである。また本
発明は、測定サイクルが２分間隔であること自体
に特徴を有するものではなく、この周期をより短
かく、もしくはより長くしても良いことは勿論で
ある。 Next, in this example, as can be seen from FIG. 2, one measurement cycle requires two minutes. That is, although the present invention does not measure the sample liquid continuously in a strict sense, the blood sugar level in the sample liquid changes fairly smoothly as shown in FIG. There is no sudden change in the time interval of 2 minutes, and measurement at 2 minute intervals is sufficient to carry out measurements equivalent to continuous measurement. Furthermore, the present invention is not characterized by the fact that the measurement cycle is at 2-minute intervals; it goes without saying that this cycle may be shorter or longer.
以上の如くして得られた例えば第２図に示すス
タンダード１液２１、ベース液２２および試料液
１６の流れは、全く同一の流路即ちノズルチユー
ブ３２を通つてマニホルドM2へ送液され、ここ
で各液は恒温化された緩衝液４１にて同様に希釈
され、空気層によつて分解され、夫々スタンダー
ド液用測定液、ベース液用測定液、および試料液
用測定液となつてミキシングコイル５１へ送られ
ていく。該ミキシングコイル５１で混合均一化さ
れた各測定液は、空気層によつて分節されたまま
グルコース電極５２へと順次流入し、各々の測定
液の測定がなされる。 For example, the flows of standard 1 liquid 21, base liquid 22, and sample liquid 16 shown in FIG. Here, each solution is similarly diluted with a constant-temperature buffer solution 41, decomposed by an air layer, and mixed into a measurement solution for the standard solution, a measurement solution for the base solution, and a measurement solution for the sample solution. It is sent to the coil 51. Each measurement liquid mixed and homogenized by the mixing coil 51 sequentially flows into the glucose electrode 52 while being divided by an air layer, and each measurement liquid is measured.
そして、電極５２からの信号は、Ｉ―Ｖ変換器
７１、Ａ―Ｄ変換器７２を介してマイクロコンピ
ユーター７３に至る。それらの信号は、各々スタ
ンダード１液２１の測定値即ち標準値と、ベース
液２２の測定値即ちベース値と、試料液１６の値
即ち試験値を表わしている。これらの３つの測定
値は、ノズル３１以降の全て測定流路において、
各液２１，２２，１６が全く同一の流路を通り、
同じ様に希釈され測定された値であることに注目
すべきである。即ち、前述の如くチユーブポンプ
を用いた流路においては、流れの状態が経時的に
変化することが普通に起こるが、ここでは３液２
１，３１，１６の流路が全く同一であることによ
り、流路（即ちノズルチユーブ３２）の流れの状
態の変化は互いに打ち消し合つて、その影響を補
償できる。試料液と較正液との流路を別々にして
場合には流れの状態の変化を補償し得ないことは
前述の通りである。 The signal from the electrode 52 then reaches a microcomputer 73 via an IV converter 71 and an AD converter 72. These signals represent the measured value of the standard 1 liquid 21, that is, the standard value, the measured value of the base liquid 22, that is, the base value, and the value of the sample liquid 16, that is, the test value, respectively. These three measured values are obtained in all measurement channels after the nozzle 31.
Each liquid 21, 22, 16 passes through the same flow path,
It should be noted that the values were similarly diluted and measured. That is, as mentioned above, in a flow path using a tube pump, it is common for the flow state to change over time, but in this case, three liquids, two
Since the flow paths 1, 31, and 16 are exactly the same, changes in the flow conditions of the flow paths (ie, nozzle tube 32) can cancel each other out and compensate for their effects. As mentioned above, if the flow paths for the sample liquid and the calibration liquid are separated, changes in flow conditions cannot be compensated for.
ここで、電極５２からの出力信号を用いて血糖
値を算出する方式につき第５図を用いて説明す
る。 Here, a method for calculating the blood sugar level using the output signal from the electrode 52 will be explained using FIG.
横軸は時間であり、縦軸は電極５２からの出力
（より詳しくは出力の移動平均カウント数）であ
る。第５図中Ｓ１はスタンダード１液を測定した
時の最大値であり、SBは試料液を測定した時の
最大値、Ｂはスタンダード１液の直後のベース液
を測定した時の最小値を表わしている。先述した
採血部１での希釈率Ｄを第５図に基づき説明する
と、 Ｄ＝S2−Ｂ／S1−Ｂ×C1／C2で表わされるものであり
、ここでS2はスタンダード２液１７をした時の最
大値、C1およびC2は夫々スタンダード１液およ
び２液の濃度であり共に既知である。 The horizontal axis is time, and the vertical axis is the output from the electrode 52 (more specifically, the moving average count number of the output). In Figure 5, S1 is the maximum value when measuring the standard 1 solution, SB is the maximum value when measuring the sample solution, and B is the minimum value when measuring the base solution immediately after the standard 1 solution. ing. The dilution rate D in the blood collection section1 mentioned above is explained based onFIG . The maximum values, C1 and C2 , are the concentrations of standard solution 1 and solution 2, respectively, and are both known.
試料液血糖値Ｂ・Ｇは、この直前のS1の値お
よびＢの値を用いて表わされ、正味の試験値
SB―Ｂが直前の正味の標準値S1―Ｂのどの位の
割合かに基づいて決定される。即ち Ｂ・Ｇ＝１／Ｄ×SB−Ｂ／S1−Ｂ×C1である。 The sample liquid blood sugar level B/G is expressed using the value of S1 and the value of B just before this, and the net test value
SB-B is determined based on the percentage of the previous net standard value S1-B. That is, B.G=1/D×SB−B/S1−B×C1 .
尚、測定に用いるS1およびＢの値は、別の求
め方例えば第５図において試験値の直前のＢ値と
直後にS1値を用いて算出するようにしてもよい。
ただ、チユーブポンプを用いる場合には流れの状
態が経時的に変化することが普通なので、逐次、
測定のスパン即ちS1−Ｂを較正する必要があり、
用いるS1値及びびＢ値は、測定対象信号である
SBに近接した個所のものを用いることが有利で
あることは明らかである。 The values of S1 and B used in the measurement may be calculated using another method, for example, using the B value immediately before the test value and the S1 value immediately after the test value in FIG.
However, when using a tube pump, it is normal for the flow condition to change over time, so
It is necessary to calibrate the span of measurement, i.e. S1-B,
The S1 value and B value used are the signals to be measured.
It is clear that it is advantageous to use a location close to the SB.
本発明では、以上の如く逐次較正しているの
で、流路の流れの状態が変動してもその影響を受
けにくいものであり、また、その逐次較正も、ス
タンダード１液とベース液の２種の較正液を用
い、且つこれら較正液と試料液が全く同一の流路
を流れているため極めて有効なものである。 In the present invention, since the calibration is performed sequentially as described above, it is less affected by changes in the flow state of the channel, and the sequential calibration is also performed using two types of standard liquid and base liquid. This method is extremely effective because it uses the same calibration solution and the calibration solution and sample solution flow in exactly the same flow path.
かくして、逐次、例えば２分毎に測定された試
料液の血糖値は、表示器７４に、例えば第６図の
如き棒グラフ状に表示される（STARTモード）。
ここで縦軸は時間、横軸は血糖料（BLOOD
GLUCOSE（mg／d1））である。 In this way, the blood glucose level of the sample liquid measured sequentially, for example every two minutes, is displayed on the display 74 in the form of a bar graph as shown in FIG. 6, for example (START mode).
Here, the vertical axis is time, and the horizontal axis is blood sugar charge (BLOOD
GLUCOSE (mg/d1)).
尚、操作スイツチ６１には、スタートスイツチ
６１５も設けられており、各種の負荷試験に用い
るのに適している。例えばOGTT（経口糖負荷試
験）測定の場合、糖負荷の開始時にスタートスイ
ツチ６１５をONにすると、この時より計時し、
測定は前記チエツクスイツチ６１４の場合と同様
に進められ、測定値が時間経過と共に得られる。
また、キーボード６２により、OGTTモードで
の測定結果表示を指定すると、糖負荷後30分後の
血糖値、60分後の血糖値、90分後の血糖値、120
分後の血糖値という実時間当りの血糖値は勿論、
２分毎の血糖値、２時間における全血糖量、22時
間内の最高濃度値とその出現時間が、２時間の測
定終了の後表示される。第４図はその１例である
（第６図のものとは別検前）。尚、第４図のグラフ
を、時間軸を短かくして表示したものが第７図で
あり、第４図に比べてピークが判りやすいが、第
７図のグラフを第４図のグラフに代えて、あるい
は並行して表示させることができる。 Note that the operation switch 61 is also provided with a start switch 615, and is suitable for use in various load tests. For example, in the case of OGTT (oral glucose tolerance test) measurement, if the start switch 615 is turned on at the beginning of glucose tolerance, the time will start from this time.
Measurement proceeds in the same manner as with the check switch 614, and measured values are obtained over time.
In addition, if you specify the measurement result display in OGTT mode using the keyboard 62, the blood sugar level 30 minutes after glucose loading, the blood sugar level 60 minutes later, the blood sugar level 90 minutes later, 120
Of course, the blood sugar level per minute, which is the blood sugar level per actual time,
The blood sugar level every 2 minutes, the total blood sugar amount for 2 hours, the highest concentration value within 22 hours and its appearance time are displayed after 2 hours of measurement. Figure 4 is an example (before the separate examination from Figure 6). In addition, Figure 7 is a representation of the graph in Figure 4 with the time axis shortened, and although the peaks are easier to see than in Figure 4, it is possible to replace the graph in Figure 7 with the graph in Figure 4. , or can be displayed in parallel.
電極で測定を終えた液および気泡は、ドレイン
カツプ５３を介してドレインボルト５４へ排液さ
れる。ドレインボルト５４には各カツプ１５，２
３，２４をオーバーフローした各液もドレインさ
れることは上述の通りである。 The liquid and bubbles that have been measured by the electrodes are drained to the drain bolt 54 via the drain cup 53. Each cup 15, 2 is attached to the drain bolt 54.
As described above, the liquids that overflowed through 3 and 24 are also drained.
一連の測定が終了するとストツプスイツチ６１
６を押すことにより装置の運転は停止する。 When the series of measurements is completed, the stop switch 61
Pressing 6 stops the operation of the device.
以上の如く、本発明を実施化してなる血糖の自
動連続測定装置は、試料液を連続して流したまま
で試料液、標準液、ベース液を順次繰り返してサ
ンプリングし、それらを全く同一の流路を流して
逐次較正しながら測定するものであるところか
ら、チユーブポンプに特徴的な流れの状態の変化
の影響を受けずに、血糖値およびその変動パター
ンを自動的、連続的且つ正確に測定すること可能
とするものである。更に各液は空気層で分節され
ながら流されるので相互汚染もなく、固定化酵素
膜電極を用いため脱泡装置が不要で装置が簡素化
され、試料液の希釈率の測定、設定も簡単確実に
行なわれ、また各種モードの測定が簡単に行なわ
れるなど血糖の連続測定の分野において極めて大
きな効果をもたらすものである。更に、本発明は
上記実施例に限定されるものでなく、血糖以外の
血液成分の測定等種々応用できることはいうまで
もない。 As described above, the automatic continuous blood glucose measuring device that embodies the present invention repeatedly samples the sample solution, standard solution, and base solution in sequence while the sample solution is continuously flowing, and samples them in exactly the same flow path. Since the blood glucose level and its fluctuation pattern are measured while sequentially calibrating by flowing the fluid, it is possible to automatically, continuously, and accurately measure blood glucose levels and their fluctuation patterns without being affected by the changes in flow conditions that are characteristic of tube pumps. This makes it possible. Furthermore, each liquid is separated by an air layer and flows, so there is no cross-contamination, and since an immobilized enzyme membrane electrode is used, no defoaming device is required, simplifying the equipment, making it easy and reliable to measure and set the dilution rate of the sample liquid. It is extremely effective in the field of continuous blood glucose measurement, as it allows easy measurement in various modes. Furthermore, it goes without saying that the present invention is not limited to the above embodiments, and can be applied to various other applications such as measurement of blood components other than blood sugar.
第１図は本発明に係る装置の１例を示すブロツ
クダイヤグラム、第２図はサンプリング機構にお
ける送液状態の模式図、第３図はサンプリング機
構は概略図でａは側面図、ｂは平面図、第４図は
OGTTモード測定の結果を示すグラフチヤート、
第７図は第４図の変形例を示すグラフチヤート、
第５図は電極出力の時間的変化を示すグラフ、第
６図は他の測定例を示すSTARTモードでの血糖
値測定結果を示すグラフである。 １…採血部、２…較正送液部、３…サンプリン
グ機構、４…緩衝液送液部、５…測定部、６…操
作部、７…測定・制御回路、１１…カテーテル、
１５…試料液カツプ、１６…試料液、２１…スタ
ンダード１液、２２…ベース液、２３…標準液カ
ツプ、２４…ベース液カツプ、３１…サンプリン
グノズル、３２…ノズルチユーブ、４１…緩衝
液、５２…電極、６１…操作スイツチ、６２…キ
ーボード、７３…マイクロコンピユーター、P1
〜P11…チユーブポンプ。 Fig. 1 is a block diagram showing an example of the device according to the present invention, Fig. 2 is a schematic diagram of the liquid feeding state in the sampling mechanism, and Fig. 3 is a schematic diagram of the sampling mechanism, with a side view and b a plan view. , Figure 4 is
Graph chart showing the results of OGTT mode measurements,
Fig. 7 is a graph chart showing a modification of Fig. 4;
FIG. 5 is a graph showing temporal changes in electrode output, and FIG. 6 is a graph showing blood sugar level measurement results in START mode showing another measurement example. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1...Blood collection part, 2...Calibration liquid feeding part, 3...Sampling mechanism, 4...Buffer liquid feeding part, 5...Measurement part, 6...Operation part, 7...Measurement/control circuit, 11...Catheter,
15...Sample solution cup, 16...Sample solution, 21...Standard 1 liquid, 22...Base solution, 23...Standard solution cup, 24...Base solution cup, 31...Sampling nozzle, 32...Nozzle tube, 41...Buffer solution, 52 ...electrode, 61...operation switch, 62...keyboard, 73...microcomputer, P1
~P11 ...tube pump.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56063160AJPS57178151A (en) | 1981-04-24 | 1981-04-24 | Automatic and continuous measuring apparatus of blood component |
| US06/371,482US4512348A (en) | 1981-04-24 | 1982-04-23 | Device for automatically and continuously measuring the constituent parts of blood |
| DE8282302100TDE3273657D1 (en) | 1981-04-24 | 1982-04-23 | A device for automatically and continuously measuring the constituent parts of blood |
| EP82302100AEP0064369B1 (en) | 1981-04-24 | 1982-04-23 | A device for automatically and continuously measuring the constituent parts of blood |
| BE0/207920ABE892964A (en) | 1981-04-24 | 1982-04-26 | DEVICE FOR AUTOMATICALLY AND CONTINUOUSLY MEASURING BLOOD ELEMENTS |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56063160AJPS57178151A (en) | 1981-04-24 | 1981-04-24 | Automatic and continuous measuring apparatus of blood component |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS57178151A JPS57178151A (en) | 1982-11-02 |
| JPH0247700B2true JPH0247700B2 (en) | 1990-10-22 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56063160AGrantedJPS57178151A (en) | 1981-04-24 | 1981-04-24 | Automatic and continuous measuring apparatus of blood component |
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