JP2007202632A - Medicinal solution administrating apparatus and its method of control - Google Patents

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松下電器産業株式会社
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a medicinal solution administrating apparatus by which the operation from collecting blood to administrating a medicinal solution can be easily done. <P>SOLUTION: A tubular body 12 which has one end opened and the other end sealed, a sensor 13 mounted on the open side of the tubular body 12, a hollow needle 14 provided to the sealed side relative to the sensor 13, a cartridge 15 mounted with the needle 14, a pushing out means 17 pushing out insulin 16 enclosed in the cartridge 15, a reciprocating means 18 reciprocatingly the cartridge 15 and the pushing out means 17 integrally, a measuring circuit section 26 measuring the characteristic of the blood 62 from the signals of the sensor 13, a control section 19 controlling them, a start button 40 and a memory 38 connected to the control section 19 are provided in the same casing 90, the reciprocating movement of the needle 14, the measuring movement of the blood 62, and the pushing out movement of the insulin 16 are carried out by pushing down the start button 40. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、薬液投与装置とその制御方法に関するものである。 The present invention relates to a control method thereof chemical delivery device.

糖尿病患者は、定期的に血糖値を測定し、その血糖値に基づいてインスリン(薬液の一例として用いた)を注射し、血糖値を正常に保つ必要がある。 Diabetics, periodically measures the blood glucose level, based on the blood glucose levels were injected with insulin (used as an example of chemical liquid), it is necessary to maintain blood glucose levels normal. 従来、血糖値を測定するために穿刺装置を用いて患者の指先等から、少量の血液を採取し、次に測定装置を用いて採取した血液の血糖値を測定し、その後測定された血糖値に応じて注射装置でインスリンを注射するものであった。 Conventionally, using a lancing device fingertip, such as a patient to measure blood glucose levels, taken a small amount of blood, then measure the blood glucose level of blood collected using a measuring device, then the measured blood glucose level It was to inject insulin injection device according to.

即ち、図11に示すように、先ず穿刺装置1の刺針口2を患者の指先等に当接させる。 That is, as shown in FIG. 11, the first the puncture needle port 2 of the puncture device 1 to abut against the fingertips, such as a patient. そして、ボタン3を押す。 Then, press the button 3. すると刺針口2から針が高速で突出するとともに瞬時に後退し、指先等に微小な傷をつける。 Then the needle from the puncture needle port 2 is retracted instantly along with the projects at high speed, put a small scratch on the fingertip or the like. そして、この傷から血液を採取する。 Then, the collected blood from the wound.

次に、図12に示す血糖値を測定する測定装置4を用い、この測定装置4に挿入された血液センサ5に採取した血液を点着する。 Next, using the measurement device 4 for measuring the blood sugar level shown in FIG. 12, spotted the blood collected in the blood sensor 5 that is inserted into the measuring device 4. そうすると、血糖値が表示部6に表示される。 Then, the blood glucose level is displayed on the display unit 6. この表示部6に表示された血糖値に基づいて、図13示す注射装置7を用い、この注射装置7の設定ボタン8を操作してインスリンの投与量を設定する。 Based on the displayed blood glucose level on the display unit 6, using the injection device 7 shown FIG. 13, to set the dose of insulin by operating the setting button 8 of the injection device 7.

次に、この注射装置7の注射口9を患者の皮膚に当接させて投与ボタン10を押す。 Then, press the dosing button 10 injections port 9 of the injection device 7 is brought into contact with the skin of the patient. すると、注射口9から針が進出してインスリンを患者に投与する。 Then, from the injection port 9 needle is advanced to administer insulin to the patient.

なお、この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、例えば、特許文献1、特許文献2が知られている。 Prior art documents related to the present invention of this application, for example, Patent Document 1, is known Patent Document 2.
特開2002−219114号公報 JP 2002-219114 JP 特開2004−000555号公報 JP 2004-000555 JP

しかしながらこのような従来のインスリンの投与操作は、患者に多大の負担をかけるものであった。 However, such administration operation of the conventional insulin were those applying a great burden on the patient.

この様子をいま少し説明する。 This situation is now a little explaining. 先ず、患者は穿刺装置1で皮膚に傷をつける。 First, the patient scratch the skin puncture device 1. そして血液を流出させる。 And allowed to flow out of the blood. 次に皮膚から流出した血液を測定装置4に挿入されたセンサ5に点着する。 Then inserted sensor wearing 5 two points the outflow blood to the measuring device 4 from the skin. 測定装置4での血液の測定を待って、この測定装置4の表示部6に表示された血糖値の値を正確に記憶し、このとき注射装置7の設定ボタン8を用いて投与量の設定に間違いのないよう細心の注意を払わなければならない。 Waiting for measurement of blood in the measurement device 4, the value of the displayed blood glucose level on the display unit 6 of the measuring device 4 accurately stored, set the dose using set button 8 of the injection device 7 at this time not great care must be taken so that there is no mistake in. 次に、この注射装置7を患者の皮膚に再び当接させてインスリンを投与する。 Then, the injection device 7 for administering insulin by again contacts the skin of the patient.

以上説明したようにインスリンの投与操作は、細心の注意の下に操作しなければならず、患者に多大の負担をかけるものであった。 Administration operation of insulin, as described above, must be operated under the close attention, it was those that put a lot of burden on the patient.

本発明は、この問題を解決したもので、容易に血液の採取から薬液の投与までの操作ができる薬液投与装置を提供することを目的としたものである。 The present invention has solved this problem, it is intended to provide a drug solution administration device can be easily operated from the blood collection to the administration of the drug solution.

この目的を達成するために本発明の薬液投与装置は、一方が開放するとともに他方が封止された筒体と、この筒体の前記開放側に装着された血液センサと、この血液センサに対して前記封止側に設けられた中空の針と、この針が装着されたカートリッジと、このカートリッジに封入された薬液を押し出す押し出し手段と、前記カートリッジと前記押し出し手段とを一体的に往復運動させる往復運動手段と、前記血液センサからの信号に基づいて血液の性質を測定する測定回路部と、この測定回路部と前記往復手段と前記押し出し手段とを制御する制御部と、この制御部に接続された開始ボタンとを同一筺体内に設け、前記開始ボタンの操作により、前記針の往復運動と、血液の測定動作と、前記薬液の押し出し動作とをするものである。 Chemical dispensing device of the present invention in order to achieve this object, a cylindrical body and the other is sealed with one opens, a blood sensor that is attached to the open side of the cylindrical body, relative to the blood sensor a hollow needle provided on the sealing side Te, a cartridge the needle is attached, and extrusion means for extruding a chemical encapsulated in the cartridge, thereby integrally reciprocate and the said cartridge extruding means and reciprocating means, on the basis of the signal from blood sensor measuring circuit for measuring the properties of blood, and a control unit for controlling said extrusion means and the measuring circuit section and said reciprocating means, connected to the control unit provided a start button that is in the same housing, by the operation of the start button, the reciprocating motion of the needle is for the measurement operation of the blood, and a push-out operation of the chemical. これにより、所期の目的を達成することができる。 Thus, it is possible to achieve the intended purpose.

以上のように本発明によれば、開始ボタンの押下により自動的に血液の採取と、この採取した血液の性質の測定と、この測定結果に基づいた薬液量の設定と、この薬液の投与をすることができる。 According to the present invention as described above, the automatic blood sampling by pressing the start button, the measurement of properties of the collected blood, and the chemical amount of setting based on the measurement results, the administration of the drug solution can do. 即ち、患者は開始ボタンを押下するのみであり、その操作は非常に簡単で容易なものとなり、操作にまつわる負担を著しく軽減することができる。 That is, the patient is only presses the start button, the operation becomes extremely simple and easy, it is possible to significantly reduce the burden surrounding operations.

また、血液を採取するための穿刺装置の機能と、前記血液の性質を測定する測定装置の機能と、薬液を投与するための注射装置の機能とを同一筺体内に有しているので容易に携帯することができる。 Further, the function of the puncture device for collecting blood, a function of a measuring device for measuring the properties of the blood, easily since the function of the injection device for administering a drug solution have in the same housing it can be mobile.

更に、血液の採取と薬液を投与する針、及びこの針を往復運動させる往復運動手段を共用化することができるので、小型化を実現することができる。 Furthermore, the needle to administer the blood collection and the chemical, and since the needle can be shared the reciprocating means for reciprocating can be downsized.

(実施の形態1) (Embodiment 1)
以下、本発明の実施の形態について、図面に基づいて説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. 図1は、実施の形態1における薬液投与装置11のブロック図である。 Figure 1 is a block diagram of a chemical delivery device 11 in the first embodiment. 図1において、12は円筒状の筒体であり、この筒体12の一方12aは開放するとともに他方12bは封止されたものである。 1, 12 is a cylindrical tubular body, the other 12b with one 12a which opens in the cylindrical body 12 are those sealed. この筒体12の一方12aには血液センサ(以下、センサという)13が着脱自在に装着されている。 This is the one 12a of the cylindrical body 12 of blood sensor (hereinafter, sensor hereinafter) 13 is detachably attached. そして、このセンサ13の内側(筒体12の他方12b側)には金属製の中空針(以下、針という)14がカートリッジ15に装着されてセンサ13に対向している。 Then, the hollow needle inside the (other 12b side of the cylindrical body 12) of the metal sensor 13 (hereinafter, needle hereinafter) 14 is opposed to the sensor 13 is mounted to the cartridge 15. このカートリッジ15内にはインスリン(薬液の一例として用いた)16が封入されている。 This is the cartridge 15 (an example of chemical liquid) insulin 16 is sealed.

カートリッジ15は押し出し手段17に機械的に連結されており、この押し出し手段17は往復運動手段18に機械的に連結されている。 Cartridge 15 is mechanically connected to the extrusion unit 17, the extrusion unit 17 is mechanically connected to the reciprocating means 18. この押し出し手段17と往復運動手段18は夫々制御部19に接続されており、この制御部19で制御される。 The extrusion means 17 and reciprocating means 18 are respectively connected to the control unit 19 are controlled by the control unit 19. 即ち、押し出し手段17はカートリッジ15内のインスリン16を針14から設定量に基づいて押し出すものであり、往復運動手段18は押し出し手段17と一体的に連結して針14をセンサ13側へ往復運動をさせるものである。 That is, the extrusion unit 17 is intended to push on the basis of insulin 16 in the cartridge 15 to the amount set by the needle 14, reciprocating means 18 reciprocates integrally connected with the extrusion unit 17 to the needle 14 to the sensor 13 side it is intended to be a.

25(25a〜25eで構成されている)はコネクタであり、測定回路部26を形成する切替回路27に接続されている。 25 (consisting of 25a to 25e) is a connector, which is connected to the switching circuit 27 to form a measuring circuit section 26. この切替回路27の出力は電流/電圧変換器28の入力に接続されており、この電流/電圧変換器28の出力はA/D変換器29の入力に接続されている。 The output of the switching circuit 27 is connected to the input of the current / voltage converter 28, the output of the current / voltage converter 28 is connected to the input of the A / D converter 29. このA/D変換器29の出力は演算部30の入力に接続されており、この演算部30の出力は液晶で形成された表示部31に接続されている。 The output of the A / D converter 29 is connected to an input of the arithmetic unit 30, the output of the arithmetic unit 30 is connected to a display unit 31 formed by the liquid crystal. また、制御部19には演算部30と、切替回路27とが接続されている。 Further, the control unit 19 and the arithmetic unit 30, a switching circuit 27 is connected. また、32は基準電圧源であり切替回路27に接続されている。 Further, 32 is connected to the switching circuit 27 is a reference voltage source. ここで、切替回路27から基準電圧源32までが測定回路部26であり、センサ13に採取された血液の性質を測定するものである。 Here, from the switching circuit 27 to the reference voltage source 32 is measuring circuit section 26, and measures the properties of the collected blood to the sensor 13.

35は、センサ供給手段であり、このセンサ供給手段35内にはセンサ13が積層されて収納されている。 35 is a sensor supply means, sensor 13 is housed is laminated to the sensor supply means 35. このセンサ供給手段35は制御部19に接続されており、制御部19の指令でセンサ13を一枚ずつ順次筒体12の一方12aに供給するものである。 The sensor supply means 35 is connected to the control unit 19 is a sensor 13 at the command of the control unit 19 and supplies the one 12a of the sequential cylindrical body 12 one by one.

36は、当接スイッチ(当接センサの一例として用いた)であり、制御部に19接続されている。 36 is a contact switch (an example of the contact sensor), 19 is connected to the control unit. この当接スイッチ36は筒体12の一方12a先端の刺針口に隣接して装着されており、皮膚への当接を検出するものである。 The contact switch 36 is mounted adjacent the barbs muzzle of one 12a tip of the barrel 12, and detects the contact to the skin. 本実施の形態では当接スイッチとして、機構的に動作するマイクロスイッチを用いたが、これはマイクロスイッチに限ることはなく、光学的に当接を検知するフォトセンサであっても良いし、皮膚の電気抵抗を測定することにより当接を検知するものであっても良い。 As contact switch in the present embodiment uses a microswitch that operates mechanically, it is not limited to the micro switch may be a photo-sensor for detecting the optically abut the skin it may be configured to detect the contact by measuring the electrical resistance of.

37は負圧手段であり、その入力は制御部19に接続されるとともに出力は負圧路92を介して筒体12内に接続されている。 37 is a negative pressure means, the input output is connected to the control unit 19 is connected to the cylindrical body 12 via the negative pressure path 92. そして、センサ13の近傍を負圧にすることにより皮膚表面を緊張させる。 The tensioning the skin surface by the proximity sensor 13 to a negative pressure. 皮膚を緊張させることにより、針14での穿刺を容易にしたり、血液の流出を助長するものである。 By tensioning the skin, or to facilitate puncture of the needle 14, it is intended to facilitate the outflow of blood.

38は制御部19に接続されたメモリであり、演算部30での演算結果や、押し出し手段17の押し出し量(すなわち薬液の投与量)、或いは往復運動手段18の運動量やそのスピードの制御値等を格納するものである。 38 is a memory connected to the control unit 19, calculation results and in the arithmetic unit 30, the extrusion amount of the pushing means 17 (i.e. the dose of the drug solution), or the momentum and the control value of the speed of the reciprocating means 18 and the like it is intended to store. このメモリ38は着脱自在に設けられているので、演算部30で測定した血液の性質(測定日時、血糖値、インスリンの投与量等)が格納されており、そのまま医療機関へ提出して適切な指示を得ることができる。 This memory 38 is detachably attached, the nature of the blood measured by the arithmetic unit 30 (measurement date and time, the blood glucose level, the dose of insulin, etc.) are stored, appropriate and directly submitted to medical institutions it is possible to obtain an indication.

39は、制御部19に接続された警報手段であり、本実施の形態ではブザーで形成している。 39 is connected to warning means to the control unit 19, it is formed by the buzzer in this embodiment. これは、ブザーに限ることはなく、音声を用いて注意やガイドをしても良く、また、光等を用いても良い。 This is not limited to the buzzer, may be the attention and guide using a voice, it may also be used the light, or the like. 40は、制御部19に接続された開始ボタンであり、一連の操作を開始する指示を与えるものである。 40 is a start button that is connected to the control unit 19 and gives an instruction to start a series of operations.

33は制御部19に接続されたタイマであり、測定回路部26での測定時間の管理や、押し出し手段17や往復運動手段18の時間管理をするものである。 33 is connected to a timer in the control unit 19, the management and the measurement time of the measurement circuit section 26, it is for the time management of the extrusion unit 17 and the reciprocating means 18. また、時計機能も有している。 In addition, also it has a clock function.

次に、図2〜図5を用いてセンサ13の説明を行なう。 Next, the description of the sensor 13 with reference to FIGS. 図2は、本実施の形態におけるセンサ13の断面図である。 Figure 2 is a cross-sectional view of the sensor 13 in the present embodiment. このセンサ13を形成する基体45は、基板46と、この基板46の上面に貼り合わされたスペーサ47と、このスペーサ47の上面に貼り合わされたカバー48とで構成されている。 Substrate 45 to form the sensor 13 includes a substrate 46, a spacer 47 pasted on the upper surface of the substrate 46, and a laminated together a cover 48 on the upper surface of the spacer 47.

50は、血液の貯留部であり、その容積は0.904μLである。 50 is a reservoir of blood, the volume is 0.904MyuL. またこの貯留部50は、基板46に設けられた孔46aとスペーサ47に設けられた孔47aに連通して形成されており、下方に向かって開口している。 Also the reservoir 50 communicates with the hole 47a provided in the hole 46a and the spacer 47 provided on the substrate 46 are formed, are opened downward. 51はこの貯留部50に一方の端が連結された供給路であり、貯留部50に溜められた血液を毛細管現象で検出部52に導く路である。 51 is a supply path with one end connected to the reservoir 50, a road leading to reservoir was blood reservoir 50 to the detector 52 by capillary action. また、この供給路51の他端は空気孔53に連結している。 The other end of the supply path 51 is connected to the air hole 53.

54は、検出部(図4参照)52上に載置された試薬であって、この試薬54は、0.01〜2.0wt%CMC水溶液に、PQQ−GDHを0.1〜5.0U/センサ、フェリシアン化カリウムを10〜200mM、マルチトールを1〜50mM、タウリンを20〜200mM添加して溶解させて試薬溶液を調整し、これを基板46に形成された検出電極55,57(図4参照)上に滴下し、乾燥させることで形成したものである。 54, the detection unit a placed reagent on (see FIG. 4) 52, the reagent 54, to 0.01 to 2.0% CMC aqueous solution, 0.1~5.0U the PQQ-GDH / sensor, potassium ferricyanide and 10-200 mM, maltitol 1-50 mM, to adjust the reagent solution by dissolving taurine was added 20 to 200 mM, the detection electrodes 55, 57 (FIG. 4 this is formed on the substrate 46 It dropped onto the reference), and is formed by drying.

図3は、センサ13の分解平面図である。 Figure 3 is an exploded plan view of the sensor 13. 図3(c)は、センサ13を構成する長方形をした基板46の平面図であり、その一方の寸法46bは10mmであり、他方の寸法46cは7mmである。 3 (c) is a plan view of the substrate 46 in which the rectangles constituting the sensor 13, while the dimension 46b is 10 mm, the other dimensions 46c is 7 mm. この基板46の材質はポリエチレンテレフタレート(PET)であり、その厚さは0.188mm(0.075〜0.250mmの範囲)の物を用いている。 The material of the substrate 46 is polyethylene terephthalate (PET), its thickness is used as a 0.188 mm (range 0.075~0.250mm).

そして、この基板46の上面には金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法或いは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザ加工により検出電極55〜58と、この検出電極55〜58から夫々導出された接続電極55a〜58aを一体的に形成している。 Then, the gold on the upper surface of the substrate 46, platinum, palladium or the like as a material, a conductive layer is formed by sputtering or vapor deposition, which the detection electrodes 55 to 58 by laser processing, from the detection electrodes 55 to 58 It is integrally formed respectively derived connection electrodes 55A~58a. 46aは、基板46の略中央に設けられた孔であり、その直径は2.000mmとしている。 46a is a hole provided substantially at the center of the substrate 46, the diameter is set to 2.000 mm. この孔46aの壁面は、供給路51より弱い親水性処理をするか、或いはカバー48の上面48eより弱い撥水性処理をすることが好ましい。 The walls of the holes 46a, either a weak hydrophilic treatment than supply channel 51 or it is preferable that the weak water-repellent than the upper surface 48e of the cover 48.

図3(b)はスペーサ47の平面図であり、一方の寸法47bは8mmである。 3 (b) is a plan view of the spacer 47, one of the dimensions 47b is 8 mm. また、他方の寸法47cは4mmである。 The other dimensions 47c is 4 mm. そしてその形状は長方形状をしている。 And the shape is a rectangular shape. 47aは、スペーサ47の略中央に設けられた直径2.000mm孔であり、基板46に設けられた孔46aに対応する位置に設けられている。 47a is a diameter 2.000mm hole provided substantially at the center of the spacer 47 is provided at a position corresponding to the hole 46a provided in the substrate 46. この孔47aの壁面は、供給路51より弱い親水性処理をするか、或いはカバー48の上面48eより弱い撥水性処理をすることが好ましい。 The walls of the holes 47a, either a weak hydrophilic treatment than supply channel 51 or it is preferable that the weak water-repellent than the upper surface 48e of the cover 48.

また、この孔47aから検出部52方向に向かってスリット47eが形成されている。 The slit 47e is formed toward the detector 52 a direction from the hole 47a. このスリット47eは血液の供給路51を形成するものである。 The slit 47e is for generating supply channel 51 of blood. このスリット47eの壁面と、それに対応する前記基板46の上面も親水性処理を行なう。 And the wall surface of the slit 47e, also performs the hydrophilic treatment upper surface of the substrate 46 corresponding thereto. また、このスリット47eの幅47fは0.600mmとし、その長さ47gは2.400mmとして、0.144μLの容積を有する供給路51を形成している。 The width 47f of the slit 47e is a 0.600 mm, a length 47g is as 2.400Mm, forms a supply channel 51 having a volume of 0.144MyuL. なお、スペーサ47の材質はポリエチレンテレフタレートであり、その厚さは0.100mm(0.050〜0.125mmの範囲)の物を用いている。 The material of spacer 47 is polyethylene terephthalate, the thickness thereof is used as a 0.100 mm (range 0.050~0.125mm).

図3(a)はカバー48の平面図である。 3 (a) is a plan view of the cover 48. その形状は、一方の寸法48bは8mmであり、他方の寸法48cは4mmとして長方形状をしている。 Its shape is one dimension 48b is 8 mm, the other dimensions 48c has a rectangular shape as 4 mm. 53は空気孔であり、供給路51の先端部に対応して設けられている。 53 is air holes are provided corresponding to the distal end portion of the supply path 51. その直径は50μmである。 Its diameter is 50μm.
このカバー48の材質はポリエチレンテレフタレートであり、その厚さは0.075mm(0.050〜0.125mmの範囲)の物を用いている。 The material of the cover 48 is polyethylene terephthalate, the thickness thereof is used as a 0.075 mm (range 0.050~0.125mm). このカバー48は以下の処理を行なっている。 The cover 48 is subjected to the following process. 即ち、基体45の上面を形成するカバー48の上面48eは撥水性処理を行なっている。 That is, the upper surface 48e of the cover 48 that forms the top surface of the substrate 45 is subjected to water repellent treatment. また、供給路51の天面を形成するカバー48の下面側は親水性処理を行なっている。 The lower surface side of the cover 48 that forms the top surface of the supply passage 51 is subjected to hydrophilic treatment. また、貯留部50の天面50aは、供給路51より弱い親水性処理をするか、或いはカバー48の上面48eより弱い撥水性処理をすることが好ましい。 Further, the top surface 50a of the reservoir 50, or weak hydrophilic treatment than supply channel 51 or it is preferable that the weak water-repellent than the upper surface 48e of the cover 48. 本実施の形態では、貯留部50の天面50aは供給路51より弱い親水性処理にするとともに、カバー48の上面48eより弱い撥水性処理を行なっている。 In this embodiment, the top surface 50a of the reservoir 50 as well as a weak hydrophilic treatment than supply channel 51, are subjected to weak water-repellent than the upper surface 48e of the cover 48.

ここで、親水性を弱にする方法、及び、撥水性を弱にする方法について述べる。 Here, a method for the hydrophilic weak, and describes a method for the water-repellent weak. 先ず、親水性を弱にするには、材料として用いているポリエチレンテレフタレート(PET)の親水性材料を剥がし、ポリエチレンテレフタレートの有する疎水性を強くする。 First, the hydrophilic weak, peeling the hydrophilic material of polyethylene terephthalate is used as the material (PET), which is strongly hydrophobic with a polyethylene terephthalate. なお、これは、UV(紫外線)を照射して親水性材料を分解することで実現できる。 Note that this can be achieved by decomposing the hydrophilic material is irradiated with UV (ultraviolet). また、貯留部50の天面50aは、ポリエチレンテレフタレート素材の疎水性をそのまま用いることができる。 Further, the top surface 50a of the reservoir 50 can be used as a hydrophobic polyethylene terephthalate material.

次に、撥水性についてのべる。 Next, described water repellency. 撥水性材料を得るには、材料に撥水性材料を混入すれば良い。 To obtain a water-repellent material may be mixed with water-repellent material in the material. また、親水性材料の上に適量の撥水性材料を塗布しても良い。 Further, an appropriate amount of water-repellent material may be applied onto the hydrophilic material. なお撥水性を弱にするには、混入する撥水性材料の量でその撥水度を調整することができる。 Note that the water repellency weak, it is possible to adjust the water repellency in an amount of water-repellent material to be mixed.

このような親水性処理或いは撥水性処理をセンサ13に施すには、以下の製造方法による。 To apply such hydrophilic treatment or water repellent treatment to the sensor 13, by the following production method. 先ず、予め、カバー48の上面48eには撥水性処理を行なう。 First, in advance, on the upper surface 48e of the cover 48 performs a water repellent treatment. また、供給路51の天面となるカバー48の下面には親水性処理を全面に渡って施す。 Further, the lower surface of the cover 48 as the top surface of the supply passage 51 is performed across the hydrophilic treatment on the entire surface. 次に、基板46、スペーサ47、カバー48を貼り合わせる。 Next, the substrate 46, the spacer 47 is bonded to the cover 48. そして、貼り合わせた後に、貯留部50の開口から短波長のUVを照射して、天面50aの親水性材料を分解除去する。 Then, after bonding, by irradiating UV short wavelength from the opening of the reservoir 50, to decompose and remove the hydrophilic material of the top surface 50a.

以上のように製造することにより、カバー48の上面48eを撥水性にするとともに、供給路51内を親水性にすることができる。 By manufacturing as described above, the upper surface 48e of the cover 48 as well as the water repellency, the inside supply channel 51 can be rendered hydrophilic. また、貯留部50内部は、供給路51より親水性の弱いもの、或いは上面48eより、撥水性の弱いものを実現することができる。 The internal reservoir 50 is weak hydrophilic than supply channel 51 or the top surface 48e, it is possible to realize a weak water repellency.

また、本実施の形態における各部材の厚みは以下のようになっている。 The thickness of each member in the present embodiment is as follows. 即ち、基板46の厚み(0.188mm)と、スペーサ47の厚み(0.100mm)と、カバー48の厚み(0.075mm)との比は、略1:1.3:2.5となっており、センサ13の薄型化を図りながら、しかも十分な血液を溜める貯留部50を形成することができる。 That is, the thickness of the substrate 46 (0.188 mm), the thickness of the spacer 47 (0.100 mm), the ratio of the thickness of the cover 48 (0.075 mm) is approximately 1: became 2.5 and: 1.3 and, while achieving thinning of the sensor 13, yet it is possible to form a reservoir 50 for storing enough blood. また、スペーサ47の厚み(0.100mm)により、供給路51の毛細管現象の効果も十分に得ることができる。 Further, the thickness of the spacer 47 (0.100 mm), can be obtained sufficiently the effect of capillary action of supply channel 51.

以下、センサ13における作用効果について説明する。 Hereinafter, the function and effect will be described in the sensor 13. 先ず、空気孔53と穿刺孔60の関係に関する作用効果について説明する。 First, the function and effect will be described on the relationship between the air hole 53 and the puncture hole 60. 本実施の形態におけるセンサ13は、針14によって形成される穿刺孔60(図5参照)の面積より、空気孔53の面積を小さくしたものである。 Sensor 13 in the present embodiment, than the area of ​​the puncture hole 60 (see FIG. 5) formed by the needle 14, is obtained by reducing the area of ​​the air hole 53. 即ち、空気孔53の面積より穿刺孔60の面積の方を大きくすることにより、空気孔53より穿刺孔60の方が血液62の流出に対する抵抗が小さくなる。 That is, by increasing towards the area of ​​the puncture hole 60 than the area of ​​the air hole 53, toward the puncture hole 60 from the air hole 53 is the resistance to outflow of blood 62 becomes smaller. 従って、過剰に採取された血液62があったとしても、その血液62のほとんどは穿刺孔60から流出することになる。 Therefore, even if blood 62 over-sampled, most of the blood 62 will flow out from the puncture hole 60. このことにより、空気孔53から流出する血液62は極めて少なくなり、この血液62により試薬54を押し流すようなことはない。 Thus, blood 62 flowing out from air hole 53 becomes extremely small, no such sweep away reagent 54 by the blood 62. 即ち、試薬54は検出部52から移動することはなく、検出部52において血液62の正確な検査ができる。 That is, the reagent 54 is not able to move from the detecting section 52, the detection unit 52 can accurately test the blood 62.

次に、撥水性、親水性の作用効果について説明する。 Then, water repellency, the effects of the hydrophilic explained. 本実施の形態におけるセンサ13は、カバー48の上面48eに撥水性処理が施されているので、空気孔53と穿刺孔60からの血液62の流出は抑制される。 Sensor 13 in the present embodiment, since the water repellent treatment on the upper surface 48e of the cover 48 is applied, the outflow of blood 62 from the air hole 53 and the puncture hole 60 is suppressed. 従って、無駄な血液62を採取する必要はなく、患者に負担をかけることはない。 Therefore, it is not necessary to collect the wasted blood 62, not be a burden to the patient.

更に、貯留部50は、供給路51より弱い親水性処理か、或いは上面48eより弱い撥水性処理が施されており、貯留部50に貯留された血液62は、一気に律速状態で検出部52に達する。 Furthermore, reservoir 50 is weaker hydrophilicity treatment than or supply channel 51, or weak water repellency treatment than upper face 48e has been subjected, blood 62 stored in the storage unit 50, the detection unit 52 at a stretch rate-limiting condition reach. 従って、試薬54の溶融性にばらつきが生ずることはなく、正確な血液62の成分を測定することができる。 Therefore, not a variation occurs in the melting of the reagent 54 can measure the components of accurate blood 62.

次に、貯留部50の容積と供給路51の容積の関係における作用効果について説明する。 Next, the function and effect will be described in volume to the volume of the relationship of the supply passage 51 of the reservoir 50. 本実施の形態におけるセンサ13は、貯留部50の容積(0.904μL)と供給路51の容積(0.144μL)の比を略6:1としたものであり、貯留部50の容積は供給路51の容積の約6倍の容積を有している。 Sensor 13 in the present embodiment, the volume of the reservoir 50 (0.904μL) and substantially the ratio of the volume (0.144μL) of the supply passage 51 6: is obtained by a 1, the volume of the reservoir 50 is supplied It has approximately 6 times the volume of the volume of the road 51. 従って、血液62の不足で検査が不正確になることはない。 Therefore, never tested in a lack of blood 62 becomes inaccurate. また、貯留部50の容積は必要とする供給路51の容積に対して大き過ぎることはなく、血液62が大量に供給路51を流れて試薬54を押し流すこともない。 Moreover, not too large for the volume of supply channel 51 the volume of reservoir 50 is in need, nor sweep away reagent 54 blood 62 flows through the large amount supply passage 51. 従って、この面でも血液62の流れが律速状態となり、試薬54の溶解性にばらつきが生ずることはなく、正確な血液62の検査ができる。 Therefore, the surface flow of blood 62 becomes a rate-determining state at not variation arises that the solubility of the reagent 54 can be inspected accurately blood 62.

また、採取する血液62の量は、血液62の検査に必要十分な微小容量に形成されたものであり、供給路容積の約6倍の血液62を採取するのみであり、患者にかける負担を極めて少なくすることができる。 Further, the amount of blood 62 to be collected has been formed on the necessary and sufficient small volume for inspection of blood 62, is only taken approximately 6 times the blood 62 of the supply channel volume, the burden applied to patients it can be very small. なお、正確な測定のために血液62の採取量と、患者への負担を少なくするための血液62の採取量とを勘案して、貯留部50の容積は、供給路51の容積の5倍以上、7倍以下が最適となる。 Incidentally, in consideration with collection amount of blood 62 for accurate measurement and the collection amount of blood 62 for reducing the burden on the patient, the volume of the reservoir 50, 5 times the volume of supply channel 51 or more and 7 times or less is optimal.

図4は、センサ13の透視平面図である。 Figure 4 is a perspective plan view of the sensor 13. 基板46上には検出部52を構成する検出電極55,56,57,58が形成されており、これらの検出電極は、例えば順番に作用極、検知極、対極、Hct(ヘマトクリット)極として作用する。 Detection electrodes 55, 56, 57, 58 constituting the detector 52 on the substrate 46 and is formed, the detection electrodes, for example working in sequence electrode, sensing electrode, a counter electrode, acts as a Hct (hematocrit) electrode to. そして、これらの検出電極55〜58は、基板46の外周側に形成された接続電極55a,56a,57a,58aに夫々対応して接続されている。 Then, these detection electrodes 55 to 58, connection electrodes 55a formed on the outer peripheral side of the substrate 46, 56a, 57a, respectively corresponding to which is connected to 58a. そして、これらの接続電極55a〜58aは、コネクタ25(このコネクタ25にはコネクタ25a、25b、25c、25d,25eが含まれる)に夫々接続される。 And these connection electrodes 55a~58a is (in this connector 25 connector 25a, 25b, 25c, 25d, 25e include) connector 25 to be connected respectively. 55b〜58b、58cは、夫々対応するコネクタが接触する接触場所であり、基板46の外周近傍に配置されている。 55B~58b, 58c is a contact location respectively corresponding connector contacts, are disposed near the outer periphery of the substrate 46.

接触場所58cは接続電極58a内に接触場所58bと共に形成されている。 Contact location 58c is formed with contact locations 58b in the connection electrode 58a. これは接触場所58cと接触場所58bとの導通を測定することにより、センサ13の装着の有無の検知や接続電極55a〜58aの夫々の位置を特定する基準とするためのものである。 This by measuring the conduction between the contact location 58b and the contact location 58c, is for a reference for specifying the position of each of the detection and the connection electrode 55a~58a of the presence or absence of the mounting of the sensor 13.

以上のように構成されたセンサ13について、以下にその動作を説明する。 For sensor 13 configured as described above, the operation thereof will be described below. 図5に示すように、先ず、センサ13を患者の指等の皮膚61に当接させる。 As shown in FIG. 5, first, the sensor 13 in contact with the skin 61, such as a patient's finger. そして、針14を矢印59方向に発射させる。 Then, to fire the needle 14 in the arrow 59 direction. そうすると、針14は、貯留部50の天面50aを形成するカバー48を突き破り、このカバー48に穿刺孔60を形成する。 Then, the needle 14 breaks through cover 48 forming the top surface 50a of the reservoir 50, to form a puncture hole 60 in the cover 48. そして針14は、この穿刺孔60を介して皮膚61に傷をつける。 The needle 14 may scratch the skin 61 through the puncture hole 60. そうすると、この皮膚61から血液62が流出する。 Then, blood 62 flows out from the skin 61. この流出した血液62は貯留部50を満たす。 The outflowing blood 62 fills the reservoir 50. 貯留部50を満たした血液62は供給路51に達し、この供給路51の毛細管現象で検出部52へ向かって一気に一定速度で流入する。 Blood 62 filled with reservoir 50 reaches the supply passage 51, and flows at a stretch constant speed toward the detecting section 52 by capillary action of the supply path 51.

次に、図1と図4を参照しながら血糖値の測定について説明する。 It will now be described the measurement of blood sugar level with reference to FIGS. 1 and 4. 図4において、55b〜58bは接触場所であり、コネクタ25a〜25dと接続されている。 In FIG. 4, 55B~58b is contact location and is connected to the connector 25 a to 25 d. 血糖値の測定動作では、先ず切替回路27を切換えて、血液成分量を測定するための作用極となる検出電極55を電流/電圧変換器28に接続する。 In the measurement operation of the blood glucose level, first, switching the switching circuit 27 connects the detection electrode 55 serving as a working electrode for measuring blood components amount to a current / voltage converter 28. また、血液62の流入を検知するための検知極となる検出電極56を基準電圧源32に接続する。 Moreover, to connect the detection electrodes 56 serving as the sensing electrode for detecting the inflow of blood 62 to reference voltage source 32. そして、検出電極55及び検出電極56間に一定の電圧を印加する。 Then, a constant voltage is applied between detection electrode 55 and detection electrode 56. この状態において、血液62が流入すると、検出電極55,56間に電流が流れる。 In this state, when blood 62 flows, a current flows between detection electrodes 55 and 56. この電流は、電流/電圧変換器28によって電圧に変換され、その電圧値はA/D変換器29によってデジタル値に変換される。 This current is converted by the current / voltage converter 28 into a voltage, the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 29. そして、演算部30に向かって出力される。 Then, it is outputted to calculating section 30. 演算部30はそのデジタル値に基づいて血液62が十分に流入したことを検出する。 Calculating unit 30 detects that blood 62 based on the digital value is sufficiently flows.

次に、血液成分であるグルコースの測定が行なわれる。 Next, measurements are made of glucose which is a blood component. グルコース成分量の測定は、先ず、制御部19の指令により、切替回路27を切換えて、グルコース成分量の測定のための作用極となる検出電極55を電流・電圧変換器28に接続する。 Measurement of glucose level, first, by a command from the control unit 19 switches the switching circuit 27 connects the detection electrode 55 serving as a working electrode for measuring the glucose level in the current-voltage converter 28. また、グルコース成分量の測定のための対極となる検出電極57を基準電圧源32に接続する。 Moreover, to connect the detection electrodes 57 serving as the counter electrode for measuring the glucose level to the reference voltage source 32.

なお、例えば血液中のグルコースとその酸化還元酵素とを一定時間反応させる間は、電流/電圧変換器28及び基準電圧源32をオフにしておく。 Incidentally, for example, while for a certain time reaction of glucose in the blood and its oxidation-reduction enzyme, it is turned off the current / voltage converter 28 and reference voltage source 32. そして、一定時間(1〜10秒)の経過後に、制御部19の指令により、検出電極55と57間に一定の電圧(0.2〜0.5V)を印加する。 Then, after a predetermined time (1-10 seconds), according to an instruction from the control unit 19, applies a constant voltage (0.2 to 0.5) between the detection electrodes 55 and 57. そうすると、検出電極55,57間に電流が流れる。 Then, a current flows between detection electrodes 55 and 57. この電流は電流/電圧変換器28によって電圧に変換され、その電圧値はA/D変換器29によってデジタル値に変換されて、演算部30に向かって出力される。 This current is converted by the current / voltage converter 28 into a voltage, the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 29, it is outputted to calculating section 30. 演算部30はそのデジタル値を基にグルコース成分量に換算する。 Computing section 30 is converted to glucose level based on this digital value. なお、時間はタイマ33で測定される。 The time is measured by the timer 33.

次に、グルコース成分量の測定後、Hct値の測定が行なわれる。 Then, after the measurement of the glucose level, the measurement of Hct value is carried out. Hct値の測定は次のように行なわれる。 Measurements of Hct value is carried out as follows. 先ず、制御部19からの指令により切替回路27を切換える。 First, switching the switching circuit 27 in response to a command from the control unit 19. そして、Hct値の測定のための作用極となる検出電極58を電流/電圧変換器28に接続する。 Then, to connect the detection electrodes 58 serving as a working electrode for measuring the Hct value to the current / voltage converter 28. また、Hct値の測定のための対極となる検出電極55を基準電圧源32に接続する。 Moreover, to connect the detection electrodes 55, which serves as a counter electrode for measuring the Hct value to the reference voltage source 32.

次に、制御部19の指令により、電流/電圧変換器27及び基準電圧源32から検出電極58と55間に一定の電圧(2V〜3V)を印加する。 Next, by a command from the control unit 19, applies a constant voltage (2V to 3V) from the current / voltage converter 27 and reference voltage source 32 between the detection electrodes 58 and 55. 検出電極58と55間に流れる電流は、電流/電圧変換器28によって電圧に変換され、その電圧値はA/D変換器29によってデジタル値に変換される。 Current flowing between the detection electrodes 58 and 55 is converted by the current / voltage converter 28 into a voltage, the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 29. そして演算部30に向かって出力される。 And it is outputted to calculating section 30. 演算部30はそのデジタル値に基づいてHct値に換算する。 Computing section 30 is converted into a Hct value based on this digital value.

この測定で得られたHct値とグルコース成分量を用い、予め求めておいた検量線または検量線テーブルを参照して、グルコース成分量をHct値で補正し、その補正された結果をメモリ38に格納するとともに表示部31に表示する。 Used Hct value and glucose content obtained by the measurement, with reference to the calibration curve or calibration curve table determined in advance, the glucose content is corrected by the Hct value, the corrected result to the memory 38 It is displayed on the display unit 31 stores. このように補正された測定データに基づいてインスリンの投与量が自動的に設定される。 The dose of insulin based on the thus corrected measurement data is automatically set. このように、患者が自ら投与するインスリンの量を注射装置に設定する必要は無く、設定の煩わしさは無い。 Thus, it is not necessary to set the injection device the amount of insulin to be administered the patient himself, troublesomeness of setting no. また、人為手段を介さずにインスリンの量を設定することができるので、設定ミスを防止することができる。 Further, it is possible to set the amount of insulin without using the artificial means, it is possible to prevent setting errors.

次に、センサ13を自動供給するセンサ供給手段35について説明する。 Next, the sensor 13 for automatic supply sensor supply means 35. 図6(a)において、63は直方体形状をしたセンサ13の収納部であり、この収納部63にはセンサ13が積層して収納される。 In FIG. 6 (a), 63 is a housing portion of the sensor 13 in which the rectangular parallelepiped sensor 13 are accommodated stacked in the accommodating portion 63. 63aは押圧板であり、バネ63bでセンサ13を供給板64方向へ押圧している。 63a is a pressing plate, which presses the sensor 13 to the supply plate 64 direction by a spring 63 b. 63cは収納部63の上面に設けられた開口であり、センサ13の消費に応じてこの開口63cからセンサ13を供給する。 63c is an opening provided on an upper surface of the housing portion 63, and supplies the sensor 13 through the opening 63c in accordance with the consumption of the sensor 13. また、63dは押圧板63aに連結されたつまみであり、このつまみ63dを矢印63e方向に移動して開口63cからセンサ13を供給する。 Further, 63d is a knob which is connected to the pressing plate 63a, and supplies the sensor 13 from the opening 63c to move the knob 63d in the arrow 63e direction. なお、このつまみ63dの位置でセンサ13の残量を知ることができる。 Incidentally, it is possible to know the remaining amount of the sensor 13 at the position of the knob 63d. なお、収納部63を透明部材で形成してセンサ13の残量を検知しても良い。 Incidentally, the housing portion 63 is formed of a transparent member may detect the remaining amount of the sensor 13.

センサ13は一枚ずつ供給板64に形成された供給孔69aにバネ63bの圧力で供給される。 Sensor 13 is provided at a pressure of the spring 63b to supply hole 69a formed in the supply plate 64 one by one. 65は供給板64を回転させるモータであり、制御器66を介して制御部19に接続されている。 65 is a motor for rotating the feed plate 64, is connected to the control unit 19 through the controller 66. また、67は透過型の光学センサであり、供給板64の回転角を検出するものである。 Further, 67 is a transmission type optical sensor, and detects the rotation angle of the supply plate 64. この光学センサ67の出力は、制御器66を介して制御部19に接続されている。 The output of the optical sensor 67 is connected to the control unit 19 through the controller 66.

25(25a〜25e)は、センサ13の接続場所55b〜58b、58cに接触するように設けられたコネクタであり、測定孔69b近傍に設けられている。 25 (25a to 25e) is connected location 55b~58b sensor 13, a connector provided to be in contact with 58c, it is provided in the measurement hole 69b near. そしてこのコネクタ25は、測定回路部26の切替回路27に接続されている。 And this connector 25 is connected to the switching circuit 27 of the measuring circuit portion 26.

図6(b)は、供給板64の平面図である。 6 (b) is a plan view of a supply plate 64. この供給板64は円形をしており、収納部63の開口側に回転自在に装着されている。 The supply plate 64 is rotatably mounted has a circular, the opening side of the housing portion 63. この供給板64は、中心64eから等角度に4個の長方形状をしたセンサ挿入孔69(このセンサ挿入孔69には供給孔69a、測定孔69b、排出孔69dが含まれる)が設けられている。 The supply plate 64 is a sensor insertion hole 69 in which the four rectangular equiangular (supply hole 69a in the sensor insertion hole 69, the measurement hole 69b, includes discharge hole 69d) is provided from the center 64e there. このセンサ挿入孔69は長方形状をしたセンサ13が嵌入するものであり、このセンサ挿入孔69に挿入されたセンサ13の接続場所55b〜58b、58cは夫々コネクタ25a〜25eに接続されることになる。 The sensor insertion hole 69 is intended to sensor 13 which is a rectangular shape fitted, connecting places 55b~58b sensor 13 inserted into the sensor insertion hole 69, 58c is to be connected to each connector 25a~25e Become.

また、この4個のセンサ挿入孔69に対応して4個の検出孔64fが設けられている。 Further, the four detection hole 64f are provided corresponding to the four sensor insertion hole 69. この供給板64の中心64eにはモータ65が減速機構を介して連結されている。 Motor 65 is connected via a reduction mechanism in the center 64e of the supply plate 64. そして、モータ65でこの供給板64を4分の1回転ずつ回転させるものである。 Then, it is intended to rotate by one rotation of the feed plate 64 by the motor 65 4 minutes. この4分の1の回転は光学センサ67が検出孔64fを検出することにより行われる。 1 of rotation of the quarter is performed by the optical sensor 67 detects the detection hole 64f.

この供給板64は矢印68方向に回転し、図において供給板64の上方に位置するセンサ挿入孔69がセンサ13の供給孔69aとなり、下方に位置するセンサ挿入孔69がセンサ13の測定孔69bとなる。 The supply plate 64 is rotated in the arrow 68 direction, measurement hole 69b of the supply hole 69a, and the sensor insertion hole 69 is a sensor 13 which is located below the sensor insertion hole 69 is a sensor 13 located above the feed plate 64 in FIG. to become. また、この測定孔69bから90度の角度にあるセンサ挿入孔69がセンサ13の排出孔69dとなる。 Further, a sensor insertion hole 69 from the measurement hole 69b at an angle of 90 degrees the discharge hole 69d of the sensor 13.

従って、供給孔69aで収納部63から供給されたセンサ13は、測定孔69bまで回転して、血液62の採取をし、その性質が測定される。 Thus, the sensor 13 supplied from the accommodating portion 63 in the supply hole 69a is rotated to the measuring hole 69b, and the collection of blood 62, its properties are measured. 測定が終了したら4分の1回転して排出孔69dの位置で排出されることになる。 Measurements are to be discharged at the position of the discharge hole 69d by a quarter turn when finished. このようにして、収納部63内にあるセンサ13を順次測定孔69bに供給することができる。 In this way, it is possible to sequentially supplied to the measurement hole 69b of the sensor 13 within housing portion 63.

図7は、薬液投与装置11の断面図である。 Figure 7 is a cross-sectional view of the drug solution delivery device 11. 図7において、90は、筒体12とセンサ供給手段35と負圧手段37と測定回路部26を含む電気回路91が収納された筺体である。 7, 90 is a housing which electric circuit 91 is housed comprising a tubular member 12 and the sensor supply means 35 and the negative pressure means 37 a measuring circuit section 26. センサ供給手段35は筒体12の一方12a近傍の上面に装着されており、供給板64は一方12aの開口を塞ぐように装着されている。 Sensor supply means 35 is mounted on the upper surface of one 12a near the cylindrical body 12 is mounted so as to close the opening of the supply plate 64 on the other hand 12a. 従って、通常時において、針14の先端は外部からは見えず恐怖心は軽減される。 Thus, during normal, the tip of the needle 14 is fear not visible from the outside is reduced.

負圧手段37は、筒体12の上面であってセンサ供給手段35の後方に装着されている。 Negative pressure means 37 is a top of the cylindrical body 12 is mounted to the rear of the sensor supply means 35. そして、この負圧手段37の負圧出力は筒体12に設けられた負圧路92を通って筒体12内に連結しており、センサ13の近傍を負圧にする。 Then, the negative pressure output of the negative pressure means 37 is connected to the tubular body 12 through the negative pressure path 92 provided in the cylindrical body 12, the vicinity of the sensor 13 to a negative pressure. この負圧手段37は図9に示すように筒体12の内部12cを負圧にする。 The negative pressure means 37 to the negative pressure inside 12c of the cylindrical body 12 as shown in FIG. また、供給板64に設けられた検出孔64fを介してセンサ13の下面を負圧にする。 Further, a negative pressure to the lower surface of the sensor 13 through the detection hole 64f provided in the supply plate 64. 従って、皮膚61はセンサ13にピッタリと密着するので、血液62が流れ出して皮膚61を汚すことはない。 Therefore, the skin 61 so that intimate contact with the perfect sensor 13, does not soil the skin 61 blood 62 flows out. また、負圧手段37は、穿刺前においては空気孔53を介して貯留部50内を負圧にする。 Further, negative pressure means 37, before the puncture is a negative pressure within the reservoir 50 through the air hole 53. 従って、貯留部50内の皮膚61が緊張状態となり、穿刺が容易となる。 Therefore, the skin 61 in the reservoir 50 becomes taut, thereby facilitating the piercing. 更に、穿刺後においては穿刺孔60を介して貯留部50を負圧にし、血液62を吸引し皮膚61からの血液62の流出を加速させる。 Furthermore, the reservoir 50 through the puncture hole 60 in the puncture to a negative pressure, sucks the blood 62 to accelerate the outflow of blood 62 from the skin 61.

電気回路91は、負圧手段37の更に後方に装着されており、センサ供給手段35と負圧手段37と押し出し手段17と往復運動手段18を制御する。 Electrical circuit 91 is further mounted to the rear of the vacuum means 37, controls the reciprocating means 18 and the means 17 extruded sensor supply means 35 and the negative pressure unit 37.

次に、図7に戻り筒体12内を中心に説明する。 Next, it will be mainly described in the return cylinder 12. FIG. 15はインスリン16が封入された円筒形状のカートリッジであり、このカートリッジ15の先端15aと後端15bは夫々ゴムで形成された栓15c、15dが挿入されている。 15 is a cartridge cylindrical insulin 16 is enclosed, the tip 15a and the rear end 15b of the cartridge 15 plugs 15c formed in respective rubber, 15d are inserted.

71は、カートリッジ15が挿入されるカートリッジホルダであり、このカートリッジホルダ71にカートリッジ15が着脱自在に装着される。 71 is a cartridge holder which cartridge 15 is inserted, the cartridge 15 into the cartridge holder 71 is detachably mounted. このカートリッジ15の先端側には円形のキャップ72が装着されている。 Circular cap 72 is mounted on the distal end side of the cartridge 15. そして、このキャップ72の略中央には針14が装着されている。 Then, the needle 14 is attached to substantially the center of the cap 72. この針14の根元側は、カートリッジ15の先端15aに挿入された栓15cを貫通してインスリン16まで達している。 The root side of the needle 14 has reached through the stopper 15c which is inserted into the distal end 15a of the cartridge 15 until insulin 16.

73は、インスリン16を針14方向に押し出す動力として用いるDC(直流)モータであり、このモータ73の回転軸はギアで形成された減速機構89を介してシャフト74に連結している。 73 is a DC (direct current) motor used as a power to push the insulin 16 to the needle 14 direction, the rotation shaft of the motor 73 is connected to the shaft 74 via a reduction mechanism 89 which is formed with a gear. このシャフト74の表面には、雄ねじ74aが形成されている。 This on the surface of the shaft 74, male screw 74a is formed.

75はシャフト74に連結して設けられたエンコーダであり、76はこのエンコーダ75の回転(回転量及び回転速度)を検出する透過型のセンサである。 75 is an encoder which is provided coupled to the shaft 74, 76 is a transmission type sensor for detecting the rotation of the encoder 75 (rotation amount and rotation speed). なお、このセンサ76は透過型である必要は無く、反射型センサであっても良い。 Incidentally, the sensor 76 is not required to be transmissive, may be a reflective sensor. また、エンコーダ75は、図8に示すように円板形状をしている。 The encoder 75 is in a disc shape as shown in FIG. 75aは回転の中心であり、75bは外周近傍の内側の同心円上に設けられた孔である。 75a is a center of rotation, 75b is a hole provided on a concentric circle inside the outer periphery. この孔75bは等間隔に12個設けている。 This hole 75b is provided 12 at equal intervals. モータ73が回転することにより、このエンコーダ75が回転する。 As the motor 73 rotates, the encoder 75 is rotated. そうすると、センサ76からはこの孔75bを透過する度に光信号がパルス信号に変換されて出力される。 Then, the optical signal to the time the transmission of the hole 75b is outputted are converted into a pulse signal from the sensor 76. 従って、このパルス信号を計数することで、モータ73の回転数やシャフト74の回転数(回転角を含む)、並びに回転速度を容易かつ精密に計測することができる。 Therefore, by counting the pulse signal (including a rotation angle) the number of revolutions or the shaft 74 of the motor 73, and the rotational speed can be easily and precisely measured. このエンコーダ75とセンサ76とで回転数検出部17aを構成している。 It constitutes a rotational speed detector 17a in this encoder 75 and the sensor 76.

図7に戻って、77は、ピストン78に連結して固定されたナットであり、このナット77の内側にはシャフト74に形成された雄ねじ74aと螺合する雌ねじ77aが設けられている。 Returning to FIG. 7, 77 is a nut that is fixedly connected to the piston 78, the internal thread 77a is provided inside the nut 77 to be screwed with the male screw 74a formed on the shaft 74. 従って、モータ73が正方向に回転することにより、シャフト74の回転運動がナット77と協働して、ピストン78を矢印79に示す前進する方向(針14の装着された方向)に移動させる。 Therefore, when the motor 73 is rotated in the forward direction, the rotational movement of the shaft 74 cooperates with the nut 77, is moved in a direction to advance showing the piston 78 in the arrow 79 (loaded direction of the needle 14). そして、その移動する距離はセンサ76から出力されるパルス信号を計数することで測定することができる。 The distance of the movement can be measured by counting the pulse signal outputted from the sensor 76. また、移動する速度はセンサ76から出力されるパルス信号の密度(周波数)で測定することができる。 The speed of movement can be measured in a density of the pulse signal output from the sensor 76 (frequency). 従って、ピストン78の移動量を精密にコントロールすることができる。 Therefore, the movement of the piston 78 can be precisely controlled. この雄ねじ74aと雌ねじ77aとで回転数/直進運動変換部17bを構成している。 It constitutes a rotational speed / linear motion converter 17b in this male screw 74a and female screw 77a.

ピストン78の先端は、カートリッジ15に挿入された栓15dに当接している。 The tip of the piston 78 is in contact with the inserted plug 15d in the cartridge 15. この栓15dはカートリッジ15の後端15b方向から先端15aの方向に摺動可能に設けられている。 The plug 15d is provided slidably from the rear end 15b the direction of the cartridge 15 in the direction of the distal end 15a. 従って、ピストン78が矢印79方向に前進することにとり、カートリッジ15内の栓15dが矢印79方向に押される。 Therefore, taken up in the piston 78 is advanced in the arrow 79 direction, it pushed stopper 15d in the cartridge 15 in the arrow 79 direction. このようにして、精密なインスリン16の量を中空の針14の先端から患者に投与することができる。 In this way, it can be administered to a patient an amount of a precision insulin 16 from the tip of the hollow needle 14. なお、モータ73を逆回転させれば、ピストン78は矢印79と反対方向に後退する。 Incidentally, if the reverse rotation of the motor 73, the piston 78 is retracted in the direction opposite to the arrow 79.

80は、モータ73が固定されたフレームであり、このフレーム80はモータ73を囲うように設けられている。 80 is a frame in which the motor 73 is fixed, the frame 80 is provided so as to surround the motor 73. ここで、モータ73とシャフト74とナット77とピストン78とエンコーダ75とセンサ76と押し出しを制御する制御部19の一部(図1参照)とでインスリン16を押し出す押し出し手段17を形成している。 Here, to form the motor 73 and the shaft 74 and the nut 77 and the piston 78 and the encoder 75 and the extrusion means 17 for extruding the insulin 16 de part of a control unit 19 for controlling the extrusion and sensor 76 (see FIG. 1) .

81は、筒体12に固定されたDCモータである。 81 is a DC motor which is fixed to the cylindrical body 12. このDCモータ81は、フレーム80に往復運動を与える動力として用いるものであり、カートリッジ15と針14もフレーム80に従って往復運動する。 The DC motor 81 is intended to be used as a power which gives a reciprocating motion to the frame 80, reciprocates in accordance with the cartridge 15 and the needle 14 also frame 80. モータ81の回転軸はギアで形成された減速機構(図示せず)を介してシャフト82に連結している。 Rotation shaft of motor 81 is connected to the shaft 82 via a reduction mechanism formed by a gear (not shown). このシャフト82の表面には、雄ねじ82aが形成されている。 This on the surface of the shaft 82, male screw 82a is formed.

83はシャフト82に連結して設けられたエンコーダであり、84はこのエンコーダ83の回転(回転量及び回転速度)を検出する透過型のセンサである。 83 is a encoder provided coupled to the shaft 82, 84 is a transmission type sensor for detecting the rotation of the encoder 83 (rotation amount and rotation speed). なお、このセンサ84も透過型である必要は無く、反射型センサであっても良い。 Incidentally, the sensor 84 also need not be transmissive, may be a reflective sensor. また、エンコーダ83は、図8に示したエンコーダ75と同様であり、モータ81が回転することにより、このエンコーダ83が回転する。 The encoder 83 is similar to encoder 75 shown in FIG. 8, when the motor 81 rotates, the encoder 83 is rotated. そうすると、エンコーダ83の回転情報(回転量及び回転速度)がセンサ84からパルス信号となって出力される。 Then, the rotation information of the encoder 83 (rotation amount and rotation speed) is outputted as a pulse signal from the sensor 84. 従って、このパルス信号を計数することで、モータ81の回転数やシャフト82の回転数(回転角を含む)、並びに回転速度を計測することができる。 Therefore, by counting the pulse signal (including a rotation angle) the number of revolutions or the shaft 82 of the motor 81, as well as to measure the rotational speed. このエンコーダ83とセンサ84とで回転数検出部18aを構成している。 It constitutes a rotational speed detector 18a in this encoder 83 and the sensor 84.

85は、フレーム80に固定されたナットであり、このナット85の内側にはシャフト82に形成された雄ねじ82aと螺合する雌ねじ85aが設けられている。 85 is a nut that is fixed to the frame 80, female screw 85a screwed with the male screw 82a formed on the shaft 82 is provided inside the nut 85. 従って、フレーム80の移動量を精密にコントロールすることができる。 Therefore, it is possible to precisely control the amount of movement of the frame 80. この雄ねじ82aと雌ねじ85aとで回転数/直進運動変換部18bを構成している。 It constitutes a rotational speed / linear motion converter 18b in this male screw 82a and female screw 85a.

従って、モータ81が正方向に回転することにより、シャフト82の回転運動がナット85と協働して、フレーム80を矢印86で示す前進する方向に移動させる。 Therefore, when the motor 81 is rotated in the forward direction, the rotational movement of the shaft 82 cooperates with the nut 85, is moved in the direction of advance shows the frame 80 in an arrow 86. そして、その移動する距離はセンサ84から出力されるパルス信号の数で検出することができる。 The distance of the movement can be detected by the number of pulse signals output from the sensor 84. また、移動する速度はセンサ84から出力されるパルス信号の密度(周波数)で検出することができる。 The speed of movement can be detected at a density of pulse signals output from the sensor 84 (frequency).

即ち、シャフト82の先端は、ナット85を介してフレーム80と連結しているので、モータ81が正回転すると、フレーム80が矢印86方向に前進することになり、押し出し手段17全体を前進させることになる。 That is, the distal end of the shaft 82, since connected to the frame 80 via a nut 85, the motor 81 rotates forward, the frame 80 is to move forward in the arrow 86 direction, to advance the overall extrusion means 17 become. 逆に、モータ81が逆回転すると、フレーム80が矢印86と反対方向に進む(即ち後退)ことになり、押し出し手段17全体を後退させることになる。 Conversely, when the motor 81 is reversely rotated, the frame 80 is advanced in the direction opposite to the arrow 86 (i.e., retracted) will be, thus retracting the entire extrusion unit 17. このようにして、モータ81を正回転、或いは逆回転させることにより、押し出し手段17及びこの押し出し手段17に連結されたカートリッジ15や針14を精密に往復運動させることができる。 In this way, the motor 81 by the forward rotation, or reversely rotated, it is possible to precisely reciprocate cartridge 15 and needle 14 connected to the extrusion unit 17 and the pushing means 17. ここで、モータ81とシャフト82とナット85とエンコーダ83とセンサ84と往復運動を制御する制御部19の一部(図1参照)とで往復運動手段18を形成している。 Here, to form the motor 81 and the shaft 82 and the nut 85 and the encoder 83 and the reciprocating means 18 out with the sensor 84 and part of the control unit 19 for controlling the reciprocating movement (see Fig. 1).

また、フレーム80から外側に向かってフレーム凸部80aが形成されており、一方筒体12には、フレーム凸部80aが嵌入するレール87が設けられている。 Further, from the frame 80 toward the outside it is frame protrusion 80a is formed, on the other hand the tubular body 12, the rail 87 the frame protrusion 80a is fitted is provided. 従って、フレーム凸部80aはレール87上を滑動する。 Thus, the frame protrusions 80a to slide on the rails 87. 即ち、フレーム80(カートリッジ15と針14も同じ)は、矢印86方向或いはその逆方向に往復運動する。 That is, the frame 80 (cartridge 15 and the needle 14 is also the same) reciprocates in the arrow 86 direction or the opposite direction. このときフレーム凸部80aとレール87の効果により、筒体12との間において回転運動をすることはない。 The effect of this time frame protrusion 80a and the rail 87, does not make a rotational movement between the barrel 12.

また同様に、ピストン78から外側に向かってピストン凸部78aが形成されており、一方フレーム80には、ピストン凸部78aが嵌入するピストンガイド88が設けられている。 Similarly, the piston protrusion 78a from the piston 78 toward the outside is formed, whereas the frame 80, the piston guide 88 to the piston protrusion 78a is fitted is provided. 従って、ピストン凸部78aはピストンガイド88上を滑動する。 Thus, the piston protrusion 78a is sliding piston guide 88 above. 即ち、ピストン78は、矢印79の方向或いはその逆方向に往復運動する。 That is, the piston 78 reciprocates direction or in the opposite direction of the arrow 79. このときピストン凸部78aとピストンガイド88の効果により、フレーム80との間において回転運動をすることはない。 The effect of this time the piston protrusion 78a and the piston guide 88, will not be a rotational movement between the frame 80.

以上のように構成された薬液投与装置11について、以下その動作を説明する。 For chemical dispensing device 11 configured as described above, the operation thereof will be described below. 図10において、先ず、ステップ101において薬液投与装置11の電源スイッチをオンする。 10, first, turns on the power switch of the chemical solution administration device 11 in step 101. そして、ステップ102の準備ステップに移り、薬液投与装置11の動作種類の表示として表示部31には「血糖値の測定」の表示がなされる。 Then, the flow proceeds to preparation step of step 102, the display of "blood glucose measurement" is performed on the display unit 31 as a display operation type of the chemical solution administration device 11.

このとき制御部19では、センサ供給手段35に設けられたコネクタ25d、25eによる短絡信号を検知してセンサ13有り状態の検知と、押し出し手段17の押し出し量によりインスリン16の残量の検知と、当接スイッチ36の皮膚61への当接検知の確認を行なう。 The control unit 19 at this time, the connector 25d provided in the sensor supply means 35, the detection of the state there the sensor 13 detects the short-circuit signal by 25e, a detection of the remaining amount of insulin 16 by extrusion of the extrusion means 17, It confirms the contact sensing to the skin 61 of the abutting switch 36. これらの検知確認のうち一つでも条件が揃わないときは警報手段39で警報するとともに、表示部31にその内容を表示する。 Together when the condition in one of these detection confirmation is not aligned to the alarm in the alarm unit 39, and displays the contents on the display unit 31. 全ての条件が揃った状態で「OK」の旨を表示部31に表示する。 Is displayed on the display unit 31 to the effect that the "OK" in a state in which all of the conditions are met. そして、患者は「OK」の表示を確認した後、開始ボタン40を押下する。 Then, the patient after confirming the display of the "OK", and presses the start button 40. すると、ステップ103の負圧発生ステップに移行する。 Then, the process proceeds to the negative pressure generating step of step 103.

ステップ103では、負圧手段37を動作させて負圧路92を介してセンサ13の近傍に負圧を加える。 In step 103, applying a negative pressure in the vicinity of the sensor 13 via the negative pressure path 92 by operating negative pressure means 37. この負圧で皮膚61とセンサ13の下面とを密着させる。 This negative pressure is brought into close contact with the lower surface of the skin 61 and the sensor 13. また、センサ13の貯留部50内は空気孔53を介して負圧を加える。 Further, in the storage unit 50 of the sensor 13 applies a negative pressure through the air hole 53. このようにして皮膚61の表面を負圧にして皮膚を緊張状態にすることにより、穿刺を容易にし、ステップ104の穿刺ステップに移行する。 By this way the surface of the skin 61 by a negative pressure to the skin in tension, the puncture to facilitate, the process proceeds to puncture step in step 104.

ステップ104では、モータ81を正回転させて、往復運動手段18を高速(0.05sec)で小距離(10mm)前進させる。 In step 104, the motor 81 is forwardly rotated, the small distance (10 mm) to advance the reciprocating means 18 at a high speed (0.05 sec). 針14はセンサ13のカバー48を突き破り、皮膚61に傷をつける。 Needle 14 breaks through cover 48 of sensor 13, scratch the skin 61. そして、ステップ105の採血ステップに移行する。 Then, the process proceeds to the blood collection step in step 105.
ステップ105では、前記傷から血液62が流出し、この血液62で貯留部50が満たされる。 In step 105, blood 62 flows out from the wound, reservoir 50 is filled with the blood 62. このとき、貯留部50の天面50aには針14で穿刺孔60が形成されるので、負圧はこの穿刺孔60を介して貯留部50内を更に負圧にし、血液の流出を助長する。 At this time, since the top surface 50a of the reservoir 50 puncture hole 60 in the needle 14 is formed, a negative pressure is more negative pressure within the reservoir 50 through the puncture hole 60, to facilitate the outflow of blood . 貯留部50を満たした血液62は毛細管現象で供給路51を律速(一定の速度)状態で検出部52に至る。 Blood 62 filled with reservoir 50 reaches the detector 52 a supply channel 51 rate-determining in (constant speed) state by capillary action. そして、ステップ106の負圧停止ステップに移行する。 Then, the process proceeds to a negative pressure stop step of step 106.

ステップ106では、血液62が検出電極56に到達したことを検出して負圧手段37の負圧動作を停止させる。 In step 106, it is detected that the blood 62 reaches the detection electrode 56 to stop the negative pressure operation of negative pressure means 37. 従って、血液62の採取量は最低となり、患者にかける負担は最低となる。 Therefore, the amount of collected blood 62 becomes the lowest, the burden to be applied to the patient is the lowest. 負圧動作を停止させた後、ステップ107の測定ステップに移行する。 After stopping the negative pressure operation, the process proceeds to the step of measuring step 107. ここで、予め定められた時間が経過しても、検出電極56で血液62の流入が検出できないときは、警報手段39を動作させ警報するともに表示部31にその旨と今後の処置を表示する。 Here, even if predetermined time elapses, when the detection electrode 56 can not detect the inflow of blood 62, that effect and future treatment on the display unit 31 together to alert operating the warning means 39 . また、これまでのステップにおいて、当接スイッチ36がオフになった場合も同様に警報手段39を動作させ警報するともに表示部31にその旨と今後の処置を表示する。 Further, in the previous steps, the contact switch 36 to display to that effect and future treatment on the display unit 31 together to alert operates similarly warning means 39 may become off.

ステップ107では、先ずグルコースの測定を行う。 In step 107, first, the measurement of glucose. 即ち、血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、検出電極55を作用極、検出電極57を対極として、前記両検出電極55,57間に電圧を印加する。 That is, after the glucose and the glucose oxidoreductase in the blood by a predetermined time reaction, working the detection electrode 55 electrode, a detection electrode 57 as the counter electrode, a voltage is applied between the two detection electrodes 55 and 57. そして、グルコースの測定を行う。 Then, the measurement of glucose.

次に、Hct値の測定をする。 Next, the measurement of Hct value. 検出電極58を作用極、検出電極55を対極として、両検出電極55,58間に電圧を印加する。 Working detection electrode 58 electrode, a detection electrode 55 as a counter electrode, applying a voltage between the two detection electrodes 55, 58. このことにより、Hct値に依存する電流が検出できる。 Thus, it is possible to detect a current that depends on the Hct value. 従って、この電流に基づきHct値を測定する。 Therefore, measuring the Hct value based on this current.

そして最後に、血液成分の補正を行なう。 Finally, it corrects the blood component. 即ち、測定した前記Hct値を用いて、先に得られたグルコース量を補正する。 That is, using the measured the Hct value, corrects the amount of glucose obtained previously. この補正されたグルコース量はメモリ38に格納される。 The corrected glucose content is stored in the memory 38. なお、このステップ107の後に負圧手段37を停止しても良い。 Incidentally, the negative pressure means 37 after this step 107 may be stopped. この場合、薬液投与装置11が血液62の測定中の時間皮膚61に当接しているので、薬液投与装置11の動揺は少なく、試薬54による化学反応が安定するので、精密で安定した測定が可能となる。 In this case, since the chemical solution administration device 11 is in contact with the time the skin 61 during the measurement of blood 62, upset less of the chemical solution administration device 11, since the chemical reaction is stabilized with reagents 54, enables precise and stable measurement to become. 次にステップ108の薬液投与ステップに移る。 Turning now to the chemical solution administration step in step 108.

ステップ108では、モータ81を正回転させて、往復運動手段18を低速(0.2sec)で小距離(10mm)前進させる。 In step 108, the motor 81 is forwardly rotated, the small distance (10 mm) to advance the reciprocating means 18 at a low speed (0.2 sec). そして、モータ73を正回転させて、押し出し手段17を低速(0.2sec)で前記メモリ38に格納されたグルコース量に基づいた距離前進させる。 Then, the motor 73 is forwardly rotated, the to distance advanced based on the amount of glucose stored in the memory 38 in the extrusion unit 17 slow (0.2 sec). このことにより、精密にインスリン16の量が投与される。 Thus, the amount of precisely insulin 16 is administered. しかも、メモリ38に格納された測定値を自動的に用いるので、患者による投与量の設定ミスは生じない。 Moreover, since the use of the stored measured values ​​in the memory 38 automatically, there is no setting error of the dose by the patient. 次に、ステップ109の待機ステップに移行する。 Then, the process proceeds to the standby step of step 109.
ステップ109では、穿刺した状態で5秒間待機する。 In step 109, the process waits 5 seconds punctured state. これは投与したインスリン16が確実に患者の体内に移行する時間である。 This is the time to shift to the patient's body to ensure insulin 16 administered. そして、ステップ110の針14の後退ステップに移行する。 Then, the process proceeds to retreat step of the needle 14 in step 110.

ステップ110では、モータ81を逆転させて、往復運動手段18を低速(0.2sec)で大距離(20mm)後退させる。 In step 110, by reversing the motor 81, the large distance (20 mm) retracting the reciprocating means 18 at a low speed (0.2 sec). そして、ステップ111の後処理ステップに移行する。 Then, the process proceeds to the post-processing step of step 111.

ステップ111では、測定及び投与した日時、血糖値、投与量等を表示部31に表示する。 In step 111, the date and time of measurement and administration, blood glucose level is displayed on the display section 31 the dose and the like. そして、センサ供給手段35では、供給板64を4分の1回転させて、使用済みのセンサ13を排出(廃棄)されるとともに、未使用のセンサ13を供給孔64aに供給(測定孔64bにも未使用のセンサ13が供給される)される。 Then, the sensor supply means 35, by one rotation of the supply plate 64 quarter, along with the used sensor 13 is discharged (discarded), the sensor 13 of the unused supply to the supply hole 64a (measurement hole 64b also unused sensor 13 is supplied) by the. そして、ステップ112の電源をオフするステップ112の終了ステップに移行する。 Then, the process proceeds to end step of the step 112 turning off the power to the step 112.

ステップ112では、薬液投与装置11の電源をオフして全ての動作を終了する。 In step 112, it terminates all the operations to turn off the drug solution delivery device 11. なお、薬液投与装置11に送信部を設けておけば、その結果を医療機関等に送信することができる。 Incidentally, if the transmission unit is provided in the chemical delivery device 11 can transmit the result to the medical institutions. また、その他にも血液62の採取、測定、薬液の投与中に異常が発生した場合は、警報手段39で患者に警告するとともに、表示部31にその対処方法を表示するようになっている。 Further, the collection of blood 62 Besides, measurement, if the abnormality in the administration of the drug solution occurs, with a warning to the patient in a warning means 39, and displays the Action on the display unit 31.

以上説明したように、患者は開始ボタン40を押下するのみであり、その操作は非常に簡単で容易なものとなり、操作にまつわる負担を著しく軽減することができる。 As described above, the patient is only presses the start button 40, the operation becomes extremely simple and easy, it is possible to significantly reduce the burden surrounding operations.
また、血液62を採取するための穿刺装置の機能と、前記血液62の性質を測定する測定装置の機能と、インスリン16を投与するための注射装置の機能とを同一筺体90内に有しているので容易に携帯することができる。 Further, the function of the puncture device for collecting blood 62, the function of the measuring device for measuring the properties of the blood 62, and the function of the injection device for administering insulin 16 has the same housing 90 in it can be easily carried because there.

更に、血液62の採取と薬液を投与する針14、及びこの針14を往復運動させる往復運動手段18を共用化することができるので、小型化を実現することができる。 Furthermore, the needle 14 to administer the collection and chemical blood 62, and since the needle 14 can be commonly reciprocating means 18 for reciprocating, it is possible to realize miniaturization.
以上、グルコースの測定を例に説明したが、グルコースの測定の他に乳酸値やコレステロールの血液成分の測定にも有用である。 Having described the measurement of glucose as an example, it is also useful for measuring other blood components lactate or cholesterol measurement of glucose.

本発明にかかる薬液投与装置は、操作が容易であり十分な訓練を受け難い患者が使用する医療装置等として有用である。 Chemical dosing device according to the present invention is useful as a medical device such as an operation which is difficult patients undergoing is easy adequate training to use.

本発明の実施の形態1における薬液投与装置のブロック図 Block diagram of the chemical dispensing device according to the first embodiment of the present invention 同、センサの断面図 The cross-sectional view of the sensor (a)は同、基板の平面図 (b)は同、スペーサの平面図 (c)は同、カバーの平面図 (A) is the plan view of the substrate (b) is the plan view of the spacer (c) is the same, plan view of the cover 同、センサの透視平面図 Same, perspective plan view of the sensor 同、動作説明のためのセンサとその周辺の説明図 Same, sensor and illustration of its surrounding for explaining the operation (a)は同、センサ供給手段の断面図 (b)は同、供給板の平面図 (A) is the cross-sectional view of the sensor supply means (b) is the plan view of a supply plate 同、血液投与装置の断面図 The cross-sectional view of the blood delivery device 同、エンコーダの平面図 Same, plan view of an encoder 同、血液投与装置の要部断面図 Same, fragmentary cross-sectional view of the blood delivery device 同、動作フローチャート Same, the operation flow chart 従来の穿刺装置の外観斜視図 External perspective view of a conventional lancing device 同、センサと測定装置の平面図 Same, plan view of the sensor and the measuring device 同、注射装置の外観斜視図 Same, external perspective view of the injection device

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

11 薬液投与装置 12 筒体 12a 一方 13 センサ 14 針 15 カートリッジ 16 インスリン 17 押し出し手段 18 往復運動手段 19 制御部 26 測定回路部 38 メモリ 40 開始ボタン 62 血液 90 筺体 11 chemical dosing device 12 the cylindrical body 12a whereas 13 sensor 14 needle 15 cartridge 16 Insulin 17 pushing means 18 reciprocating means 19 control unit 26 measuring circuit 38 memory 40 start button 62 blood 90 housing

Claims (18)

  1. 一方が開放するとともに他方が封止された筒体と、この筒体の前記開放側に装着された血液センサと、この血液センサに対して前記封止側に設けられた中空の針と、この針が装着されたカートリッジと、このカートリッジに封入された薬液を押し出す押し出し手段と、前記カートリッジと前記押し出し手段とを一体的に往復運動させる往復運動手段と、前記血液センサからの信号に基づいて血液の性質を測定する測定回路部と、この測定回路部と前記往復手段と前記押し出し手段とを制御する制御部と、この制御部に接続された開始ボタンとを同一筺体内に設け、前記開始ボタンの操作により、前記針の往復運動と、血液の測定動作と、前記薬液の押し出し動作とをする薬液投与装置。 A cylindrical body and the other is sealed with one opens, a blood sensor that is attached to the open side of the cylindrical body, a hollow needle provided on the sealing side with respect to the blood sensor, the a cartridge needle is attached, and extrusion means for extruding a chemical encapsulated in the cartridge, and reciprocating means for integrally reciprocate and said cartridge said extrusion means, on the basis of a signal from the blood sensor blood and the nature measuring circuit unit for measuring a control unit for controlling the the measuring circuit section and said reciprocating means and said extrusion means, provided the connected start button on the control unit in the same housing, the start button the operation, the reciprocating motion of the needle, the drug solution administration device for the measurement operation of the blood, and a push-out operation of the chemical.
  2. 血液センサは、基体と、この基体に設けられるとともに下方へ向かって開口した血液の貯留部と、この貯留部に一方の端が連結されるとともに毛細管現象で前記血液を検出部に供給する供給路と、この供給路の他方の端に設けられた空気孔と、前記検出部を形成する複数の検出電極と、前記検出部に載置された試薬とから成る請求項1に記載の薬液投与装置。 Blood sensor substrate and, a reservoir of blood which is open downwardly with provided by the base substrate, the supply path for supplying the blood to the detecting section by capillary action with one end connected to the reservoir When the air hole provided in the other end of this supply path, the plurality of detection electrodes forming the detection unit, the chemical solution administration device according to claim 1 consisting of the placed reagent to the detection part .
  3. 貯留部の容積と供給路の容積の比を略6対1とした請求項2に記載の薬液投与装置。 Chemical dosing device according to the volume and the volume ratio of the supply path reservoir to claim 2 in which the substantially 6: 1.
  4. 基体の上面は撥水性にするとともに供給路は親水性とした請求項2に記載の薬液投与装置。 Supply passage with the upper surface of the substrate is water-repellent chemical solution administration device according to claim 2 which is hydrophilic.
  5. 中空針によって形成される穿刺孔の面積より、空気孔の面積を小さくした請求項2に記載の薬液投与装置。 Than the area of ​​the puncture hole formed by the hollow needle, the drug solution delivery device according to claim 2 which has a small area of ​​the air hole.
  6. 血液センサの近傍を負圧にする負圧手段が設けられた請求項2に記載の薬液投与装置。 Chemical delivery device according to claim 2 in which the negative pressure means for the vicinity of the blood sensor in the negative pressure is provided.
  7. 空気孔を介して貯留部に負圧を加える請求項6に記載の薬液投与装置。 Chemical delivery device according to claim 6, applying a negative pressure to the reservoir through the air hole.
  8. 複数枚の血液センサが収納されるとともに、この血液センサを筒体の開放側へ順次供給するセンサ供給手段が設けられた請求項2に記載の薬液投与装置。 With blood sensor of the plurality is received, the chemical solution administration device according to the blood sensor in claim 2 sequentially supplies the sensor supply means to the open side of the cylindrical body is provided.
  9. センサ供給手段に血液センサが供給される供給板を設け、この供給板に前記血液センサが嵌入するセンサ挿入孔が設けられた請求項8に記載の薬液投与装置。 The supply plate which blood sensor is supplied provided in the sensor supply means, chemical delivery device according to claim 8 in which the sensor insertion hole is provided to the blood sensor in the supply plate is fitted.
  10. 測定した血液の性質に対応する薬液の投与量のデータを有するメモリを前記制御部に接続するとともに、このメモリは着脱自在とした請求項1に記載の薬液投与装置。 A memory having a data dosages of the drug solution corresponding to the measured properties of blood as well as connected to the control unit, the memory chemical delivery device according to claim 1 which is detachable.
  11. 針が出入りする刺針口に隣接して患者の皮膚への当接を検知する当接センサが制御部に接続された請求項1に記載の薬液投与装置。 Needle drug solution delivery device according to claim 1, abutment sensor is connected to a control unit adjacent to the puncture needle port to detect the contact of the patient's skin and out.
  12. 押し出し手段は、第1のモータと、この第1のモータの回転軸とカートリッジの後端との間に設けられた第1の回転数/直進運動変換部と、前記第1のモータの回転数を検出する第1の回転数検出部とからなる請求項1に記載の薬液投与装置。 Extrusion means comprises a first motor, a first rpm / linear motion converter provided between the rear end of the first motor of the rotary shaft and the cartridge, the rotational speed of the first motor chemical delivery device according to claim 1 consisting of a first rotation speed detector which detects the.
  13. 往復運動手段は、第2のモータと、この第2のモータと針との間に設けられた第2の回転数/直進運動変換部と、前記第2のモータの回転数を検出する第2の回転数検出部とからなる請求項12に記載の薬液投与装置。 Reciprocating means includes a second motor, a second detecting a second rotational speed / linear motion conversion unit provided between the second motor and the needle, the rotational speed of said second motor chemical delivery device according to claim 12 comprising a rotation speed detector of.
  14. 異常を警報する警報手段が制御部に接続された請求項1に記載の薬液投与装置。 Chemical delivery device according to claim 1, alarm means connected to the control unit to alert the abnormality.
  15. 患者の皮膚に傷をつける穿刺ステップと、この穿刺ステップの後で血液を採取する採血ステップと、この採血ステップの後で前記採取した血液の性質を測定する測定ステップと、この測定ステップの後で再度穿刺し、前記測定ステップにより測定された測定データに基づいて薬液を投与する投与ステップとを有した請求項1に記載の薬液投与装置を制御する制御方法。 The puncture step scratch the skin of the patient, the blood collection step for collecting blood after puncture step, a measuring step of measuring the properties of the blood and the collected after blood collection step, after the measurement step punctured again, a control method for controlling a chemical solution administration device according to claim 1 having a dosage step of administering the drug solution based on the measurement data measured by the measuring step.
  16. 投与ステップにおいては、薬液の投与後予め定められた時間待機した後に針を後退させる請求項15に記載の制御方法。 In administering step, the control method according to claim 15 to retract the needle after waiting a predetermined time after administration of the drug solution.
  17. 採血ステップの前に血液センサ近傍に負圧を加える負圧発生ステップを挿入し、採血ステップと測定ステップとの間に前記負圧の印加を停止する負圧停止ステップとを設けた請求項15に記載の制御方法。 Insert the negative pressure producing step of applying a negative pressure to the vicinity of the blood sensor in front of the blood collection step, to claim 15 and a negative pressure stop step of stopping the application of said negative pressure is provided between the measurement step and the blood collection step the control method according.
  18. 穿刺ステップの前に血液センサの有無と薬液の有無を検出する準備ステップを設けた請求項15に記載の制御方法。 The method according to claim 15 in which a preparation step of detecting the presence or absence of presence and chemical blood sensor before puncturing step.

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