JP2009056267A

JP2009056267A - Blood sensor, sensor unit mounted with the blood sensor and blood test equipment mounted with the sensor unit

Info

Publication number: JP2009056267A
Application number: JP2007228531A
Authority: JP
Inventors: Yukio Nakajima; 幸雄中嶌; Masaki Fujiwara; 雅樹藤原; Haruki Owaki; 春樹大脇
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2007-09-04
Filing date: 2007-09-04
Publication date: 2009-03-19

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To solve a problem wherein operation of a conventional blood sensor is troublesome since a sensor 1 and a film 16 are independently replaced whenever puncturing is performed. <P>SOLUTION: A blood sensor includes: a base body 21a; a cylindrical storage part 26 arranged at the substantially center of the base body 21a; a supply passage 27 which has one end connected to the storage part 26 and the other end connected to an air hole 29; detection electrodes 31-35 arranged in the supply passage 27; and connection electrodes 31a-35a connected to the detection electrodes 31-35 and also led out to the sides of the base body 21a. The storage part 26 is opened 26d toward the lower surface 21b of the base body 21a. The upper surface 21d thereof is sealed with a film 25 transmitting a laser beam 43h. A height dimension 26b from an opening surface forming the opening 26d to the film 25 is larger than the radius dimension 26c of the cylindrical shape. Thus, the expected purpose is attained. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、血液センサとこの血液センサが装着されたセンサユニットとこのセンサユニットが装着された血液検査装置に関するものである。 The present invention relates to a blood sensor, a sensor unit to which the blood sensor is attached, and a blood test apparatus to which the sensor unit is attached.

従来の血液センサ（以下センサという）１は、図１８に示すように基体２と、この基体２の略中央に設けられるとともに基体２を貫通して設けられた貯留部３、この貯留部３に一方の端が連結されるとともに他方の端は空気孔４に連結された供給路５と、この供給路５に設けられた検出電極６と、この検出電極６から導出された接続電極６ａとで構成されていた。ここで、図１９に示すように貯留部３は、大きな血液滴２０ａを形成して一気に供給路５へ血液２０を供給するため、基体２を貫通して設けられていた。 As shown in FIG. 18, a conventional blood sensor (hereinafter referred to as a sensor) 1 includes a base body 2, a storage section 3 provided at substantially the center of the base body 2 and penetrating through the base body 2, and the storage section 3. One end is connected and the other end is a supply path 5 connected to the air hole 4, a detection electrode 6 provided in the supply path 5, and a connection electrode 6 a derived from the detection electrode 6. Was composed. Here, as shown in FIG. 19, the reservoir 3 is provided through the base body 2 in order to form a large blood drop 20 a and supply the blood 20 to the supply path 5 at once.

このセンサ１が装着された血液検査装置１１は、図２０に示すように、筺体１２と、この筺体１２の一方を形成する筒体１２ａと、この筒体１２ａの先端を形成する穿刺部１２ｃと、筺体１２内に設けられるとともに穿刺部１２ｃに対向して設けられたレーザ発射装置１３と、穿刺部１２ｃに装着されたセンサ１と、このセンサ１に接続された電気回路部１５と、レーザ発射装置１３とセンサ１との間に設けられるとともにレーザ光１３ａを通過させるフィルム１６とで構成されていた。 As shown in FIG. 20, the blood test apparatus 11 to which the sensor 1 is attached includes a housing 12, a cylinder 12a that forms one of the housing 12, and a puncture portion 12c that forms the tip of the cylinder 12a. The laser emitting device 13 provided in the housing 12 and opposed to the puncture portion 12c, the sensor 1 attached to the puncture portion 12c, the electric circuit portion 15 connected to the sensor 1, and the laser emission The film 16 is provided between the device 13 and the sensor 1 and allows the laser beam 13a to pass therethrough.

以上のように構成された血液検査装置１１の動作に付いて以下説明する。先ず、未使用のセンサ１とフィルム１６を装着する。そして、図２１に示すように、血液検査装置１１を例えば右手に持って、左手の皮膚１９に当接させる。そして、穿刺ボタン１３ｂを押下する。すると、レーザ発射装置１３（図２０参照）からレーザ光１３ａが発射する。レーザ光１３ａはフィルム１６とセンサ１を貫通して皮膚１９を穿刺する。この穿刺により、皮膚１９から血液２０が滲出する。この血液２０はセンサ１で検知される。そして、センサ１で検知された信号に基づいて電気回路部１５で血糖値が測定される。血糖値の測定が終了したら、センサ１とフィルム１６を取り外して廃棄する。 The operation of blood test apparatus 11 configured as described above will be described below. First, the unused sensor 1 and the film 16 are mounted. Then, as shown in FIG. 21, the blood test apparatus 11 is held in, for example, the right hand and brought into contact with the skin 19 of the left hand. Then, the puncture button 13b is pressed. Then, the laser beam 13a is emitted from the laser emitting device 13 (see FIG. 20). The laser beam 13 a penetrates the film 19 and the sensor 1 and punctures the skin 19. By this puncture, blood 20 exudes from the skin 19. This blood 20 is detected by the sensor 1. Then, based on the signal detected by the sensor 1, the blood glucose level is measured by the electric circuit unit 15. When the measurement of the blood glucose level is completed, the sensor 1 and the film 16 are removed and discarded.

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、特許文献３が知られている。
特表２００３−５２４４９６号公報米国特許第５９９３４３９号明細書米国特許第５９４７９５７号明細書 For example, Patent Document 1, Patent Document 2, and Patent Document 3 are known as prior art document information related to the invention of this application.
Special Table 2003-52496 US Pat. No. 5,993,439 US Pat. No. 5,947,957

しかしながらこのような従来の血液検査装置１１では、穿刺の度にセンサ１とフィルム１６とを別々に交換しなければならず面倒であった。 However, such a conventional blood test apparatus 11 is troublesome because the sensor 1 and the film 16 must be exchanged separately for each puncture.

本発明は、このような問題を解決するもので、血液センサとフィルムとを容易に交換することができる血液センサを提供することを目的としたものである。 The present invention has been made to solve such problems, and an object of the present invention is to provide a blood sensor that can easily exchange a blood sensor and a film.

この目的を達成するために本発明の血液センサの貯留部は、基体の下面に向かって開口するとともに、上面側はレーザ光を透過させるフィルムで密閉し、前記開口を形成する開口面からフィルムまでの高さ寸法は、前記円筒形の半径寸法より大きくしたものである。これにより、所期の目的を達成することができる。 In order to achieve this object, the reservoir of the blood sensor of the present invention opens toward the lower surface of the substrate, and the upper surface side is sealed with a film that transmits laser light, from the opening surface forming the opening to the film. The height dimension of is greater than the radial dimension of the cylinder. Thereby, the intended purpose can be achieved.

以上のように本発明の血液センサの貯留部は、基体の下面に向かって開口するとともに、上面側はレーザ光を透過させるフィルムで密閉し、前記開口を形成する開口面からフィルムまでの高さ寸法は、前記円筒形の半径寸法より大きくしたものであり、血液センサにレーザ光を透過させるフィルムが既に装着されているので、血液センサを交換すると同時にフィルムも交換されることになる。従って、フィルムの交換を意識することなく血液センサを交換することにより、フィルムも同時に交換されるので、交換に関しての煩わしさはなく、容易に交換することができる。 As described above, the reservoir of the blood sensor of the present invention opens toward the lower surface of the substrate, and the upper surface is sealed with a film that transmits laser light, and the height from the opening surface that forms the opening to the film. The dimension is larger than the cylindrical radial dimension, and since a film that transmits laser light is already attached to the blood sensor, the film is also replaced at the same time as the blood sensor is replaced. Therefore, since the film is also replaced at the same time by replacing the blood sensor without being aware of the replacement of the film, there is no trouble regarding the replacement and the replacement can be easily performed.

また、開口面からフィルムまでの高さ寸法は円筒形の半径寸法より大きくしているので、貯留部に十分の大きさの血液滴を生成することができる。更に、この血液センサは、フィルムを別部品として用意する必要が無いので、全体として低価格化が実現できる。更にまた、この血液センサをホルダに装着してセンサユニットとすれば、血液センサの厚みは全く目立たないものとなる。 Further, since the height dimension from the opening surface to the film is larger than the radial dimension of the cylindrical shape, a sufficiently large blood droplet can be generated in the reservoir. Furthermore, since this blood sensor does not require the film to be prepared as a separate part, the overall cost can be reduced. Furthermore, if this blood sensor is mounted on a holder to form a sensor unit, the thickness of the blood sensor becomes inconspicuous.

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.

（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１におけるセンサ２１の断面図である。このセンサ２１を構成する基体２１ａは、基板２２と、この基板２２の上面に貼り合わされた第１のスペーサ２３と、このスペーサ２３の上面に貼り合わされた第２のスペーサ２４と、このスペーサ２４の上面に貼り合わされたフィルム２５とで構成されており、その形状は略円形状をするとともに板体で形成されている。 (Embodiment 1)
FIG. 1 is a cross-sectional view of a sensor 21 according to Embodiment 1 of the present invention. The base 21 a constituting the sensor 21 includes a substrate 22, a first spacer 23 bonded to the upper surface of the substrate 22, a second spacer 24 bonded to the upper surface of the spacer 23, and the spacer 24. It is comprised with the film 25 bonded on the upper surface, The shape is substantially circular shape and it is formed with the plate.

２６は、血液２０（図１０参照）の貯留部であり、この貯留部２６は、基体２１ａの略中央に形成されており、皮膚１９（図１０参照）上に当接させて血液２０を採取するため、基体２１ａの下面２１ｂに向かって開口２６ｄするとともに、上面２１ｄ側はフィルム２５で密封されている。この貯留部２６は円筒形状をしており、開口２６ｄを形成する開口面からの高さ寸法２６ｂは、円筒形の半径（直径２６ａの２分の１）２６ｃより大きくしている。従って、十分大きな血液滴２０ａ（図１０参照）を得ることができる。 Reference numeral 26 denotes a reservoir for blood 20 (see FIG. 10). The reservoir 26 is formed at the approximate center of the base 21a and collects the blood 20 by contacting the skin 19 (see FIG. 10). Therefore, an opening 26d is formed toward the lower surface 21b of the base 21a, and the upper surface 21d side is sealed with a film 25. The storage portion 26 has a cylindrical shape, and a height dimension 26b from the opening surface forming the opening 26d is larger than a cylindrical radius (a half of the diameter 26a) 26c. Therefore, a sufficiently large blood drop 20a (see FIG. 10) can be obtained.

２７は、この貯留部２６に一方の端が連結された血液２０の供給路であり、貯留部２６に溜められた血液２０を毛細管現象で供給路２７上に形成された検出部２８へ導く路である。また、この供給路２７の他方の端は空気孔２９に連結されている。ここで、供給路２７内は親水性材料を用いている。 Reference numeral 27 denotes a supply path for blood 20 having one end connected to the storage section 26, and a path for guiding the blood 20 stored in the storage section 26 to a detection section 28 formed on the supply path 27 by capillary action. It is. The other end of the supply path 27 is connected to the air hole 29. Here, a hydrophilic material is used in the supply path 27.

３０は、検出部２８上に載置された試薬である。この試薬３０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２２に形成された検出部２８を形成する検出電極３１，３３（図２参照）上に滴下し、乾燥させることで形成したものである。 Reference numeral 30 denotes a reagent placed on the detection unit 28. This reagent 30 is 0.01 to 2.0 wt% CMC aqueous solution, PQQ-GDH 0.1 to 5.0 U / sensor, potassium ferricyanide 10 to 200 mM, maltitol 1 to 50 mM, taurine 20 to 200 mM. The reagent solution is prepared by adding and dissolving it, and this is formed by dropping it on the detection electrodes 31 and 33 (see FIG. 2) forming the detection part 28 formed on the substrate 22 and drying it. .

３６は、貯留部２６と基体２１ａの外周との間に形成された直径１．５００ｍｍの貫通孔であり、センサ２１における負圧路を形成するものである。なお、この負圧路はスペーサ２４にスリットを設けて、フィルム２５側から貯留部２６へ連結しても良い。 Reference numeral 36 denotes a through hole having a diameter of 1.500 mm formed between the storage portion 26 and the outer periphery of the base body 21a, and forms a negative pressure path in the sensor 21. The negative pressure path may be connected to the storage unit 26 from the film 25 side by providing a slit in the spacer 24.

図２は、センサ２１の透視平面図である。センサ２１の形状は正６角形をしており、その夫々６個の頂部には、血液検査装置１１に設けられた筒体４２ａの先端４２ｂ（図４参照）に設けられたコネクタ４７（４７ａ〜４７ｆ）に接続される接続電極３１ａ〜３５ａと、基準電極３３ｃが形成されている。 FIG. 2 is a perspective plan view of the sensor 21. The shape of the sensor 21 is a regular hexagon, and at each of the six apexes, connectors 47 (47a to 47a) provided at the tip 42b (see FIG. 4) of the cylindrical body 42a provided in the blood test apparatus 11 are provided. 47f) and connection electrodes 31a to 35a and a reference electrode 33c are formed.

２６は、正６角形状をしたセンサ２１の略中央に設けられた貯留部であり、この貯留部２６に一方の端が接続された供給路２７が検出電極３２に向かって設けられている。そして、この供給路２７の他方の端は空気孔２９に連結している。この供給路２７上には、貯留部２６から順次接続電極３４ａに接続された検出電極３４と、接続電極３５ａに接続された検出電極３５と、再度接続電極３４ａに接続された検出電極３４と、接続電極３３ａ及び基準電極３３ｃに接続された検出電極３３と、接続電極３１ａに接続された検出電極３１と、再度接続電極３３ａ及び基準電極３３ｃに接続された検出電極３３と、接続電極３２ａに接続された検出電極３２が設けられている。また、検出電極３１，３３上には、試薬３０（図１参照）が載置される。３６は、貯留部２６と接続電極３４ａとの間に設けられた貫通孔である。 Reference numeral 26 denotes a storage portion provided at substantially the center of the regular hexagonal sensor 21, and a supply path 27 having one end connected to the storage portion 26 is provided toward the detection electrode 32. The other end of the supply path 27 is connected to the air hole 29. On the supply path 27, the detection electrode 34 sequentially connected to the connection electrode 34a from the reservoir 26, the detection electrode 35 connected to the connection electrode 35a, the detection electrode 34 connected to the connection electrode 34a again, Detection electrode 33 connected to connection electrode 33a and reference electrode 33c, detection electrode 31 connected to connection electrode 31a, detection electrode 33 connected again to connection electrode 33a and reference electrode 33c, and connection electrode 32a A detection electrode 32 is provided. A reagent 30 (see FIG. 1) is placed on the detection electrodes 31 and 33. 36 is a through-hole provided between the storage part 26 and the connection electrode 34a.

図３は、センサ２１の分解平面図である。図３（ｄ）は、センサ２１を構成する正６角形をした基板２２の平面図であり、その寸法２２ｂは９ｍｍである。この基板２２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０．１００ｍｍの物を用いている。 FIG. 3 is an exploded plan view of the sensor 21. FIG. 3D is a plan view of a regular hexagonal substrate 22 constituting the sensor 21, and its dimension 22b is 9 mm. The material of the substrate 22 is polyethylene terephthalate (PET), and its thickness is 0.100 mm.

そして、この基板２２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３１〜３５と、この検出電極３１〜３５から夫々導出された接続電極３１ａ〜３５ａと接続電極３３ａに接続された基準電極３３ｃが一体的に形成されている。２２ａは、基板２２の略中央に設けられた基板孔であり、その直径は１．７５０ｍｍである。 A conductive layer is formed on the upper surface of the substrate 22 by a sputtering method or a vapor deposition method using gold, platinum, palladium or the like as a material, and this is formed by laser processing from the detection electrodes 31 to 35 and the detection electrodes 31 to 35. The respective connection electrodes 31a to 35a and the reference electrode 33c connected to the connection electrode 33a are integrally formed. Reference numeral 22a denotes a substrate hole provided substantially at the center of the substrate 22 and has a diameter of 1.750 mm.

図３（ｃ）はスペーサ２３の平面図であり、寸法２３ｂは９ｍｍである。２３ａは、スペーサ２３の略中央に設けられたスペーサ孔であり、その直径は１．７５０ｍｍである。このスペーサ孔２３ａは、基板孔２２ａに対応する位置に設けられている。このスペーサ２３は正６角形をしており、この正６角形の頂部には基板２２の接続電極３１ａ〜３５ａと、基準電極３３ｃに対応した位置に半円状の切り欠き２３ｆが６個形成されている。 FIG. 3C is a plan view of the spacer 23, and the dimension 23b is 9 mm. 23a is a spacer hole provided substantially in the center of the spacer 23, and its diameter is 1.750 mm. The spacer hole 23a is provided at a position corresponding to the substrate hole 22a. The spacer 23 has a regular hexagonal shape, and six semicircular cutouts 23f are formed at positions corresponding to the connection electrodes 31a to 35a of the substrate 22 and the reference electrode 33c on the top of the regular hexagon. ing.

また、このスペーサ孔２３ａからスリット２３ｃが形成されており、このスリット２３ｃは血液２０の供給路２７を形成するものである。このスリット２３ｃの壁面と、それに対応する前記基板２２の上面も親水性処理を行なう。また、このスリット２３ｃの幅は０．６００ｍｍとし、その長さは２．４００ｍｍとして、０．１４４μＬのキャビテイを有する供給路２７を形成している。このように小容量の血液２０で検査をすることができるので、患者に負担をかけることはなく、また恐怖心を与えることもない。なお、スペーサ２３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０．０５０ｍｍの物を用いている。 A slit 23c is formed from the spacer hole 23a, and the slit 23c forms a supply path 27 for blood 20. The wall surface of the slit 23c and the corresponding upper surface of the substrate 22 are also subjected to hydrophilic treatment. The slit 23c has a width of 0.600 mm and a length of 2.400 mm to form a supply path 27 having a cavity of 0.144 μL. Since the test can be performed with the small volume of blood 20 in this way, the patient is not burdened and fear is not given. The spacer 23 is made of polyethylene terephthalate and has a thickness of 0.050 mm.

図３（ｂ）はスペーサ２４の平面図であり、寸法２４ｂは９ｍｍである。２４ａは、スペーサ２４の略中央に設けられたスペーサ孔であり、その直径は１．７５０ｍｍである。このスペーサ孔２４ａは、基板孔２２ａに対応する位置に設けられている。このスペーサ２４は正６角形をしており、この正６角形の頂部には基板２２の接続電極３１ａ〜３５ａと、基準電極３３ｃに対応した位置に半円状の切り欠き２４ｆが６個形成されている。２９は、空気孔であり、供給路２７の先端部に対応して設けられている。この空気孔２９の直径２９ａは５０μｍとしている。このように空気孔２９の直径を小さくする理由は、空気孔２９からの血液２０の流出を抑制するためである。なお、スペーサ２３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５．０００ｍｍの物を用いている。 FIG. 3B is a plan view of the spacer 24, and the dimension 24b is 9 mm. Reference numeral 24a denotes a spacer hole provided substantially at the center of the spacer 24, and its diameter is 1.750 mm. The spacer hole 24a is provided at a position corresponding to the substrate hole 22a. The spacer 24 has a regular hexagonal shape, and six semicircular notches 24f are formed at positions corresponding to the connection electrodes 31a to 35a of the substrate 22 and the reference electrode 33c on the top of the regular hexagon. ing. Reference numeral 29 denotes an air hole, which is provided corresponding to the tip of the supply path 27. The diameter 29a of the air hole 29 is 50 μm. The reason why the diameter of the air hole 29 is thus reduced is to suppress the outflow of the blood 20 from the air hole 29. The spacer 23 is made of polyethylene terephthalate and has a thickness of 5.000 mm.

本実施の形態において、貯留部２６の直径２６ａは１．７５０ｍｍ（半径寸法２６ｃは０．８５０ｍｍ）となっており、貯留部２６高さ寸法２６ｂ（５．１５０ｍｍ）は貯留部２６の半径寸法２６ｃ（０．８５０ｍｍ）より大きくするとともに、スペーサ２４の厚みは、基板２２の厚み（１．０００ｍｍ）とスペーサ２３の厚みの和（０．１５０ｍｍ）より大きくしている。 In the present embodiment, the diameter 26a of the reservoir 26 is 1.750 mm (radius 26c is 0.850 mm), and the reservoir 26 height 26b (5.150 mm) is the radius 26c of the reservoir 26. The thickness of the spacer 24 is larger than the sum of the thickness of the substrate 22 (1.000 mm) and the thickness of the spacer 23 (0.150 mm).

図３（ａ）はフィルム２５の平面図である。その寸法２５ｂは９ｍｍである。２９ｂは、空気孔であり、供給路２７の先端部に対応して設けられている。この空気孔２９ｂはスペーサ２４に設けられた空気孔２９と同じである。フィルム２５は正６角形をしており、この正６角形の頂部には、基板２２の接続電極３１ａ〜３５ａ及び基準電極３３ｃに対応した位置に半円状の切り欠き２５ｆが６個形成されている。このフィルム２５の材質はポリエチレンであり、その厚さは０．１００ｍｍの物を用いている。なお、このフィルム２５は波長２９４ｎｍのレーザ光４３ｈ（図１０参照）を通過させるものであり、この外にもポリプロピレン、ポリイミド等を用いることができる。 FIG. 3A is a plan view of the film 25. Its dimension 25b is 9 mm. Reference numeral 29 b denotes an air hole, which is provided corresponding to the tip of the supply path 27. The air holes 29 b are the same as the air holes 29 provided in the spacer 24. The film 25 has a regular hexagonal shape, and six semicircular cutouts 25f are formed on the top of the regular hexagonal shape at positions corresponding to the connection electrodes 31a to 35a and the reference electrode 33c of the substrate 22. Yes. The material of the film 25 is polyethylene, and a thickness of 0.100 mm is used. The film 25 allows a laser beam 43h (see FIG. 10) having a wavelength of 294 nm to pass therethrough, and polypropylene, polyimide, or the like can also be used.

センサ２１を構成する基板２２とスペーサ２３とスペーサ２４とフィルム２５は夫々定尺の親基板を複数個に分割して形成するものである。この分割される基板２２とスペーサ２３とスペーサ２４とフィルム２５は夫々正６角形をしているので、親基板に隙間なくびっしりと並べることができる。従って、親基板からの材料取りが良く、無駄を省き、省資源化に貢献するものである。 The substrate 22, the spacer 23, the spacer 24, and the film 25 constituting the sensor 21 are each formed by dividing a fixed master substrate into a plurality of parts. Since the substrate 22, the spacer 23, the spacer 24, and the film 25 are divided into regular hexagons, they can be closely arranged on the parent substrate without any gap. Therefore, it is possible to remove the material from the parent substrate, save waste, and contribute to resource saving.

図４は、血液検査装置４１の断面図である。図４において、４２は樹脂で形成された筺体であり、この筺体４２の一方は円筒形状の筒体４２ａとなっている。この筒体４２ａの先端４２ｂには、センサ２１が装着されたセンサユニット３８が着脱自在に装着されている。 FIG. 4 is a cross-sectional view of blood test apparatus 41. In FIG. 4, reference numeral 42 denotes a housing made of resin, and one of the housings 42 is a cylindrical tubular body 42a. A sensor unit 38 to which the sensor 21 is attached is detachably attached to the tip 42b of the cylindrical body 42a.

また、筺体４２内には、センサ２１に対向して設けられたレーザ発射装置４３と、センサユニット３８に形成された負圧室４４ａに負圧を供給する負圧手段４４と、この負圧手段４４とレーザ発射装置４３を制御する電気回路部４５と、これらに電源を供給する電池４６が設けられている。 Further, in the housing 42, a laser emitting device 43 provided facing the sensor 21, a negative pressure means 44 for supplying a negative pressure to a negative pressure chamber 44a formed in the sensor unit 38, and the negative pressure means 44, an electric circuit unit 45 for controlling the laser emitting device 43, and a battery 46 for supplying power to them are provided.

なお、筒体４２ａの先端４２ｂにはコネクタ４７が形成されており、このコネクタ４７は電気回路部４５に接続されている。また、このコネクタ４７（４７ａ〜４７ｆ）は、センサ２１に設けられた接続電極３１ａ〜３５ａ、３３ｃに接続される。 A connector 47 is formed at the tip 42b of the cylindrical body 42a, and this connector 47 is connected to the electric circuit portion 45. The connectors 47 (47a to 47f) are connected to connection electrodes 31a to 35a and 33c provided on the sensor 21.

レーザ発射装置４３は、発振チューブ４３ａと、この発振チューブ４３ａの前方に連結された円筒状の筒体４３ｂとから構成されている。発振チューブ４３ａ内には、Ｅｒ：ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）レーザ結晶４３ｃとフラッシュ光源４３ｄ（光源の一例）が格納されている。発振チューブ４３ａの一方の端には透過率約１％の部分透過鏡４３ｅが装着されており、他方の端には全反射鏡４３ｆが装着されている。部分透過鏡４３ｅの前方の筒体４３ｂ内には凸レンズ４３ｇが装着されており、レーザ光４３ｈで患者の皮膚下に焦点を結ぶように設定されている。 The laser emitting device 43 includes an oscillation tube 43a and a cylindrical cylinder 43b connected to the front of the oscillation tube 43a. In the oscillation tube 43a, an Er: YAG (yttrium, aluminum, garnet) laser crystal 43c and a flash light source 43d (an example of a light source) are stored. A partial transmission mirror 43e having a transmittance of about 1% is attached to one end of the oscillation tube 43a, and a total reflection mirror 43f is attached to the other end. A convex lens 43g is mounted in the cylindrical body 43b in front of the partial transmission mirror 43e, and is set so as to focus on the patient's skin under the laser beam 43h.

次に、血液検査装置１１の動作を説明する。血液検査装置１１を採血すべき皮膚１９に当接させる。そして、穿刺ボタン４３ｊを押下する。そうすると、フラッシュ光源４３ｄが励起し、このフラッシュ光源４３ｄから発射された光源は、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶４３ｃ内に入り、ここで、全反射鏡４３ｆとＹＡＧレーザ結晶４３ｃと部分透過鏡４３ｅの間を反射して共振するとともに増幅される。この増幅されたレーザ光の一部は誘導放出により部分透過鏡４３ｅを通過する。この部分透過鏡４３ｅを通過したレーザ光４３ｈはレンズ４３ｇを透過して放射され、センサ２１を通過して皮膚１９内で焦点を結ぶ。この穿刺する際の焦点の深さは、皮膚１９から０．１ｍｍ〜１．５ｍｍが適しており、本実施の形態では０．５ｍｍとしている。従って、患者に与える苦痛は少ない。レーザ光４３ｈでの穿刺電圧は、約３００Ｖとしている。 Next, the operation of blood test apparatus 11 will be described. Blood test apparatus 11 is brought into contact with skin 19 to be collected. Then, the puncture button 43j is pressed. Then, the flash light source 43d is excited, and the light source emitted from the flash light source 43d enters the Er: YAG laser crystal 43c, where it passes between the total reflection mirror 43f, the YAG laser crystal 43c, and the partial transmission mirror 43e. Reflected and resonated and amplified. A part of the amplified laser beam passes through the partial transmission mirror 43e by stimulated emission. The laser beam 43h that has passed through the partial transmission mirror 43e is emitted through the lens 43g, passes through the sensor 21, and is focused in the skin 19. The depth of focus at the time of puncturing is suitably 0.1 mm to 1.5 mm from the skin 19, and is 0.5 mm in the present embodiment. Therefore, there is little pain to the patient. The puncture voltage with the laser beam 43h is about 300V.

穿刺された皮膚１９からは血液２０が滲出する。滲出した血液２０は、センサ２１に取り込まれ、このセンサ２１内で化学変化を生ずる。化学変化を生じた血液２０の情報は、コネクタ４７を介して電気回路部４５に送られ、電気回路部４５で血糖値等が計算される。なお、この詳細については後述する。血糖値等が計算された後、使用済みのセンサユニット３８は廃棄される。 The blood 20 exudes from the punctured skin 19. The exuded blood 20 is taken into the sensor 21 and causes a chemical change in the sensor 21. Information on the blood 20 that has undergone a chemical change is sent to the electrical circuit unit 45 via the connector 47, and the electrical circuit unit 45 calculates a blood glucose level and the like. Details of this will be described later. After the blood glucose level and the like are calculated, the used sensor unit 38 is discarded.

図５は、センサ２１が装着されたセンサユニット３８の断面図であり、図６はその斜視図である。図５、図６において、センサユニット３８は、合成樹脂で形成されるとともに両端が開口した円筒形のホルダ３９と、このホルダ３９に装着されたセンサ２１とで構成されている。ホルダ３９は、円筒形の上部３９ａと、この上部３９ａより径の小さい円筒形の下部３９ｂと、この下部３９ｂと上部３９ａとの間に設けられるとともにセンサ２１が載置される受け部３９ｃとが一体的に形成されている。 FIG. 5 is a sectional view of the sensor unit 38 to which the sensor 21 is attached, and FIG. 6 is a perspective view thereof. 5 and 6, the sensor unit 38 includes a cylindrical holder 39 made of synthetic resin and having both ends opened, and a sensor 21 attached to the holder 39. The holder 39 includes a cylindrical upper portion 39a, a cylindrical lower portion 39b having a smaller diameter than the upper portion 39a, and a receiving portion 39c provided between the lower portion 39b and the upper portion 39a and on which the sensor 21 is placed. It is integrally formed.

上部３９ａより下部３９ｂの径を小さくする理由は、複数のホルダ３９の積層収納を可能にするための配慮であり、第１のホルダ３９の上部３９ａの内側に、第２のホルダ３９の下部３９ｂが挿入可能な寸法になっている。従って、第１のホルダ３９と第２のホルダ３９の重なり合う分、省スペースでの収納が可能となる。 The reason why the diameter of the lower portion 39b is smaller than that of the upper portion 39a is to make it possible to stack and accommodate a plurality of holders 39, and the lower portion 39b of the second holder 39 is placed inside the upper portion 39a of the first holder 39. Is the size that can be inserted. Accordingly, the first holder 39 and the second holder 39 can be stored in a space-saving manner as much as possible.

本実施の形態におけるセンサ２１は、スペーサ２４の厚み（５．０００ｍｍ）が厚いものであるが、ホルダ３９に装着することにより、この厚みは全く目立たなくなる。また、スペーサ２４の厚みのため、フィルム２５は皮膚１９から離れるとともにレンズ４３ｇに近づくことになる。このことにより、レンズ４３ｇの焦点距離から離れるので、レーザ光４３ｈのフィルム２５に加わる単位面積当たりのエネルギーは少なくなり、フィルム２５が破壊されることはない。 In the sensor 21 in the present embodiment, the spacer 24 is thick (5.000 mm). However, when the sensor 21 is attached to the holder 39, the thickness becomes inconspicuous. Further, because of the thickness of the spacer 24, the film 25 moves away from the skin 19 and approaches the lens 43g. Accordingly, since the distance from the focal length of the lens 43g is reduced, the energy per unit area of the laser beam 43h applied to the film 25 is reduced, and the film 25 is not destroyed.

更に、このセンサユニット３８を一個交換するのみでセンサ２１とフィルム２５の双方を同時に交換することができる。 Furthermore, both the sensor 21 and the film 25 can be replaced at the same time by replacing only one sensor unit 38.

また、上部３９ａの内側には、図６、図７に示すような凸形状のガイド３９ｅが形成されている。このガイド３９ｅは上方に向かって尖っており、その先端近傍には位置決め凹部３９ｆが形成されている。 A convex guide 39e as shown in FIGS. 6 and 7 is formed inside the upper portion 39a. The guide 39e is pointed upward, and a positioning recess 39f is formed in the vicinity of the tip.

なお、筒体４２ａの先端４２ｂの外側にも図７に示すような凹形状のガイド４２ｅが形成されている。このガイド４２ｅは下方に向かって尖っており、その先端近傍には位置決め凸部４２ｆが形成されている。 A concave guide 42e as shown in FIG. 7 is also formed outside the tip 42b of the cylindrical body 42a. The guide 42e is pointed downward, and a positioning convex portion 42f is formed in the vicinity of the tip.

従って、円形状に形成された無方向性を有するセンサユニット３８を無造作に筒体４２ａの先端４２ｂに挿入しても、ガイド３９ｅ、４２ｅに沿って方向を変えながら挿入されるので、センサ２１に形成された接続電極３１ａ〜３５ａ、３３ｃは確実にコネクタ４７（４７ａ〜４７ｆ）に接続される。また、センサユニット３８に形成された位置決め凹部３９ｆは、筒体４２ａの先端４２ｂの外側に形成された位置決め凸部４２ｆと嵌合して位置決めされる。 Therefore, even if the non-directional sensor unit 38 formed in a circular shape is inserted into the tip 42b of the cylindrical body 42a without any effort, the sensor unit 38 is inserted while changing the direction along the guides 39e and 42e. The formed connection electrodes 31a to 35a and 33c are securely connected to the connector 47 (47a to 47f). Further, the positioning recess 39f formed in the sensor unit 38 is fitted and positioned with a positioning protrusion 42f formed outside the tip 42b of the cylindrical body 42a.

また、受け部３９ｃの中央には、下部３９ｂ内とで負圧室４４ａを形成しており、センサ２１に形成された貫通孔３６を介して負圧が供給される。 Further, a negative pressure chamber 44a is formed in the center of the receiving portion 39c in the lower portion 39b, and a negative pressure is supplied through a through hole 36 formed in the sensor 21.

図８は、皮膚検知センサ３９ｊが下部３９ｂの先端（筒体の先端）に装着された例である。皮膚検知センサ３９ｊの信号は、位置決め凹部３９ｆと位置決め凸部４２ｆを介して電気回路部４５へ導かれる。従って、この皮膚検知センサ３９ｊが皮膚１９を検知すると、電気回路部４５では、センサユニット３８が皮膚１９に当接していることを検知することができる。この場合、位置決め凹部３９ｆと、位置決め凸部４２ｆを導体で形成する必要がある。 FIG. 8 shows an example in which the skin detection sensor 39j is attached to the tip of the lower portion 39b (tip of the cylinder). The signal of the skin detection sensor 39j is guided to the electric circuit unit 45 through the positioning concave portion 39f and the positioning convex portion 42f. Therefore, when the skin detection sensor 39j detects the skin 19, the electric circuit unit 45 can detect that the sensor unit 38 is in contact with the skin 19. In this case, it is necessary to form the positioning concave portion 39f and the positioning convex portion 42f with a conductor.

図９は、皮膚検知センサ２１ｊがセンサ２１の貯留部２６の近傍に装着された例である。皮膚検知センサ２１ｊの信号は、センサ２１の基板２２に形成されたスルーホール２１ｇとコネクタ４７（４７ｇ、４７ｈ）を介して電気回路部４５へ導かれる。従って、この皮膚検知センサ２１ｊが皮膚１９を検知すると、電気回路部４５では、センサユニット３８が皮膚１９に当接していることを検知することができる。この場合コネクタ４７には、皮膚検知センサ２１ｊの信号用のコネクタ４７ｇ、４７ｈを追加する必要がある。なお、この場合は位置決め凹部３９ｆ、位置決め凸部４２ｆを導体で形成する必要はない。 FIG. 9 is an example in which the skin detection sensor 21 j is mounted in the vicinity of the storage portion 26 of the sensor 21. The signal of the skin detection sensor 21j is guided to the electric circuit unit 45 through the through hole 21g formed in the substrate 22 of the sensor 21 and the connector 47 (47g, 47h). Therefore, when the skin detection sensor 21 j detects the skin 19, the electric circuit unit 45 can detect that the sensor unit 38 is in contact with the skin 19. In this case, it is necessary to add connectors 47g and 47h for signals of the skin detection sensor 21j to the connector 47. In this case, it is not necessary to form the positioning concave portion 39f and the positioning convex portion 42f with a conductor.

これ等の皮膚検知センサ３９ｊ、２１ｊは、皮膚１９に当接するとともに互いに皮膚１９の異なる位置に当接するように設けられた２個の導体電極で形成されており、皮膚１９へ当接したときの夫々の導体電極間の抵抗値を測定することにより、皮膚１９への当接を検知するものでる。本実施の形態における皮膚検知センサ３９ｊ、２１ｊは導体電極を用いているので、低価格に実現することができる。なお、この皮膚検知センサ３９ｊ、２１ｊは導体電極の他に光センサや温度センサ等を用いることもできる。 These skin detection sensors 39j and 21j are formed of two conductor electrodes that are in contact with the skin 19 and are in contact with different positions of the skin 19 with each other. By measuring the resistance value between the respective conductor electrodes, contact with the skin 19 is detected. Since skin detection sensors 39j and 21j in the present embodiment use conductor electrodes, they can be realized at low cost. The skin detection sensors 39j and 21j can use optical sensors or temperature sensors in addition to the conductor electrodes.

図１０は、穿刺時の要部断面図である。血液検査装置４１の先端４２ｂに装着されたセンサユニット３８を皮膚１９に当接する。そして、負圧手段４４を動作させることにより、負圧室４４ａに負圧が加わる。そうすると皮膚１９が盛り上がる。この状態でレーザ発射装置４３からレーザ光４３ｈを発射する。レーザ光４３ｈはセンサ２１のフィルム２５を貫通して皮膚１９を穿刺する。 FIG. 10 is a cross-sectional view of a main part at the time of puncturing. The sensor unit 38 attached to the tip 42 b of the blood test apparatus 41 is brought into contact with the skin 19. Then, by operating the negative pressure means 44, a negative pressure is applied to the negative pressure chamber 44a. Then, the skin 19 rises. In this state, the laser beam 43h is emitted from the laser emitting device 43. The laser beam 43h penetrates the film 25 of the sensor 21 and punctures the skin 19.

穿刺された皮膚１９からは血液２０が滲出し貯留部２６に溜まる。そして、この血液２０はだんだん成長して血液滴２０ａを形成する。この成長した血液滴２０ａは、貯留部２６に連結された供給路２７に達すると一気に検出部２８に向かって流入する。検出部２８に流入した血液２０は、試薬３０と化学反応する。この化学反応の電流変化は接続電極３１ａ〜３５ａ、３３ｃとコネクタ４７（４７ａ〜４７ｆ）を介して電気回路部４５へ導かれる。電気回路部４５では、血糖値が測定される。 Blood 20 exudes from the punctured skin 19 and accumulates in the reservoir 26. The blood 20 gradually grows to form a blood drop 20a. The grown blood drop 20a flows toward the detection unit 28 at once when it reaches the supply path 27 connected to the storage unit 26. The blood 20 that has flowed into the detection unit 28 chemically reacts with the reagent 30. This change in the chemical reaction current is guided to the electric circuit section 45 via the connection electrodes 31a to 35a and 33c and the connector 47 (47a to 47f). In the electric circuit unit 45, the blood glucose level is measured.

ここで、本実施の形態における貯留部２６の特徴を説明する。貯留部２６は半径寸法２６ｃより、高さ寸法２６ｂは大きく形成されている。従って、血液滴２０ａが貯留部２６内で成長しても、この貯留部２６の天面を形成するフィルム２５に達することはない。即ち、フィルム２５は血液滴２０ａの成長を妨げることはない。また、穿刺による皮膚１９からの飛散物は、このフィルム２５に遮られてレーザ発射装置４３のレンズ４３ｇに達することはない。従って、レンズ４３ｇを汚すことはなく、レーザ光４３ｈがレンズ４３ｇの汚れにより減衰することは無い。 Here, the characteristics of the storage unit 26 in the present embodiment will be described. The storage part 26 is formed to have a height 26b larger than the radius 26c. Therefore, even if the blood droplet 20a grows in the storage portion 26, it does not reach the film 25 that forms the top surface of the storage portion 26. That is, the film 25 does not hinder the growth of the blood droplet 20a. Further, the scattered matter from the skin 19 due to the puncture does not reach the lens 43g of the laser emitting device 43 by being blocked by the film 25. Accordingly, the lens 43g is not soiled, and the laser beam 43h is not attenuated by the dirt of the lens 43g.

このように、センサ２１にレンズ４３ｇの汚れを阻止するフィルム２５を設けているので、センサ２１を交換するとフィルム２５も同時に交換されることになる。即ち、レンズ４３ｇを保護するフィルムの交換を特別にする必要はなく、穿刺時における操作の煩わしさは軽減される。 As described above, since the film 25 for preventing the lens 43g from being soiled is provided on the sensor 21, when the sensor 21 is replaced, the film 25 is also replaced at the same time. That is, it is not necessary to specially replace the film that protects the lens 43g, and the troublesome operation during puncturing is reduced.

また、このセンサ２１は、レンズ４３ｇの汚れを保護するフィルムを別部品として用意する必要が無いので、全体として低価格化が実現できる。
図１１は、電気回路部４５とその周辺のブロック図である。図１１において、センサ２１の接続電極３１ａ〜３５ａ、基準電極３３ｃは、コネクタ４７ａ〜４７ｆを介して切換回路４５ａに接続されている。この切換回路４５ａの出力は、電流／電圧変換器４５ｂの入力に接続されている。そして、その出力はアナログ／デジタル変換器（以後、Ａ／Ｄ変換器という）４５ｃを介して演算部４５ｄの入力に接続されている。この演算部４５ｄの出力は、液晶で形成された表示部４８と送信部４５ｅに接続されている。また、切換回路４５ａは基準電圧源４５ｆが接続されている。なお、この基準電圧源４５ｆはグランド電位であっても良い。 In addition, the sensor 21 does not need to prepare a film for protecting the dirt of the lens 43g as a separate part, so that the cost can be reduced as a whole.
FIG. 11 is a block diagram of the electric circuit unit 45 and its surroundings. In FIG. 11, the connection electrodes 31a to 35a and the reference electrode 33c of the sensor 21 are connected to the switching circuit 45a via connectors 47a to 47f. The output of the switching circuit 45a is connected to the input of the current / voltage converter 45b. The output is connected to the input of the arithmetic unit 45d via an analog / digital converter (hereinafter referred to as A / D converter) 45c. The output of the calculation unit 45d is connected to a display unit 48 and a transmission unit 45e made of liquid crystal. The switching circuit 45a is connected to a reference voltage source 45f. The reference voltage source 45f may be a ground potential.

４５ｇは制御部であり、この制御部４５ｇの出力は、レーザ発射装置４３に接続された高電圧発生回路４５ｈと、切換回路４５ａの制御端子と、演算部４５ｄと、送信部４５ｅと、負圧手段４４に接続されている。また、制御部４５ｇの入力には、穿刺ボタン４３ｊと、皮膚検知センサ３９ｊと、タイマ４５ｋが接続されている。なお、皮膚検知センサ３９ｊの代わりに、皮膚検知センサ２１ｊ（図９参照）であっても良い。 Reference numeral 45g denotes a control unit. The output of the control unit 45g includes a high voltage generation circuit 45h connected to the laser emitting device 43, a control terminal of the switching circuit 45a, a calculation unit 45d, a transmission unit 45e, and a negative pressure. Connected to means 44. Further, a puncture button 43j, a skin detection sensor 39j, and a timer 45k are connected to the input of the control unit 45g. Note that the skin detection sensor 21j (see FIG. 9) may be used instead of the skin detection sensor 39j.

次に、電気回路部４５の動作を説明する。先ず、センサ２１の接続電極３１ａ〜３５ａ、基準電極３３ｃがコネクタ４７ａ〜４７ｆの何れに接続されているかを検出する。即ち、制御部４５ｇの指令により、コネクタ４７ａ〜４７ｆの内、隣り合うコネクタ間の電気抵抗が零であるコネクタを見つける。そして、その電気抵抗が零のコネクタが見つかったら、そのコネクタに接続されているものが基準電極３３ｃに接続されるコネクタ４７であると決定する。そして、この基準電極３３ｃに接続されたコネクタ４７を基準として、順に接続電極３４ａ，３５ａ、３１ａ、３２ａ，３３ａにコネクタ４７（コネクタ４７ａ〜４７ｆのうち何れかから始まる）が接続される。このようにして、接続電極３１ａ〜３５ａ、基準電極３３ｃに接続された夫々のコネクタ４７ａ〜４７ｆを決定し、その後血液２０の測定に移る。また、基準電極３３ｃが決定されたということは、センサユニット３８が装着されたことでもあり、この基準電極３３ｃの決定によりセンサユニット３８の装着を検知することができる。 Next, the operation of the electric circuit unit 45 will be described. First, it is detected to which of the connectors 47a to 47f the connection electrodes 31a to 35a and the reference electrode 33c of the sensor 21 are connected. That is, according to the instruction from the control unit 45g, a connector having zero electrical resistance between adjacent connectors is found among the connectors 47a to 47f. When a connector having zero electrical resistance is found, it is determined that the connector connected to the connector is the connector 47 connected to the reference electrode 33c. Then, using the connector 47 connected to the reference electrode 33c as a reference, the connector 47 (starting from any of the connectors 47a to 47f) is connected to the connection electrodes 34a, 35a, 31a, 32a, 33a in order. In this way, the connectors 47a to 47f connected to the connection electrodes 31a to 35a and the reference electrode 33c are determined, and then the measurement of the blood 20 is started. The determination of the reference electrode 33c also means that the sensor unit 38 is mounted, and the mounting of the sensor unit 38 can be detected by determining the reference electrode 33c.

血液２０の測定動作では、先ず切換回路４５ａ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３１を電流／電圧変換器４５ｂに接続する。また、血液２０の流入を検知するための検知極となる検出電極３２を基準電圧源４５ｆに接続する。そして、検出電極３１及び検出電極３２間に一定の電圧を印加する。この状態において、血液２０が流入すると、検出電極３１，３２間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器４５ｂによって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器４５ｃによってデジタル値に変換される。そして、演算部４５ｄに向かって出力される。演算部４５ｄはそのデジタル値に基づいて血液２０が十分に流入したことを検出する。なお、この時点で負圧手段４４の動作をオフにする。 In the blood 20 measurement operation, first, the switching circuit 45a is switched to connect the detection electrode 31 serving as a working electrode for measuring the amount of blood components to the current / voltage converter 45b. Further, the detection electrode 32 serving as a detection electrode for detecting the inflow of blood 20 is connected to the reference voltage source 45f. A constant voltage is applied between the detection electrode 31 and the detection electrode 32. In this state, when blood 20 flows in, a current flows between detection electrodes 31 and 32. This current is converted into a voltage by the current / voltage converter 45b, and the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 45c. And it outputs toward the calculating part 45d. The calculation unit 45d detects that the blood 20 has sufficiently flowed in based on the digital value. At this time, the operation of the negative pressure means 44 is turned off.

次に、血液成分であるグルコースの測定が行なわれる。グルコース成分量の測定は、先ず、制御部４５ｇの指令により、切換回路４５ａ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３１を電流・電圧変換器４５ｂに接続する。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３３を基準電圧源４５ｆに接続する。 Next, glucose, which is a blood component, is measured. In the measurement of the glucose component amount, first, the switching circuit 45a is switched by a command from the control unit 45g, and the detection electrode 31 serving as a working electrode for measuring the glucose component amount is connected to the current / voltage converter 45b. Further, the detection electrode 33 serving as a counter electrode for measuring the glucose component amount is connected to the reference voltage source 45f.

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４５ｂ及び基準電圧源４５ｆをオフにしておく。そして、一定時間（１〜１０秒）の経過後に、制御部４５ｇの指令により、検出電極３１と３３間に一定の電圧（０．２〜０．５Ｖ）を印加する。そうすると、検出電極３１，３３間に電流が流れる。この電流は電流／電圧変換器４５ｂによって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器４５ｃによってデジタル値に変換されて、演算部４５ｄに向かって出力される。演算部４５ｄはそのデジタル値を基にグルコース成分量に換算する。 For example, the current / voltage converter 45b and the reference voltage source 45f are turned off while glucose in the blood is reacted with its oxidoreductase for a predetermined time. Then, after a certain time (1 to 10 seconds) has elapsed, a certain voltage (0.2 to 0.5 V) is applied between the detection electrodes 31 and 33 according to a command from the control unit 45g. As a result, a current flows between the detection electrodes 31 and 33. This current is converted into a voltage by the current / voltage converter 45b, and the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 45c and output to the arithmetic unit 45d. The calculation unit 45d converts the amount of glucose into the amount of glucose based on the digital value.

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。Ｈｃｔ値の測定は次のように行なわれる。先ず、制御部４５ｇからの指令により切換回路４５ａを切換える。そして、Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極３５を電流／電圧変換器４５ｂに接続する。また、Ｈｃｔ値の測定のための対極となる検出電極３１を基準電圧源４５ｆに接続する。 Next, after the glucose component amount is measured, the Hct value is measured. The Hct value is measured as follows. First, the switching circuit 45a is switched by a command from the control unit 45g. Then, the detection electrode 35 serving as a working electrode for measuring the Hct value is connected to the current / voltage converter 45b. Further, the detection electrode 31 serving as a counter electrode for measuring the Hct value is connected to the reference voltage source 45f.

次に、制御部４５ｇの指令により、電流／電圧変換器４５ｂ及び基準電圧源４５ｆから検出電極３５と３１間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。検出電極３５と３１間に流れる電流は、電流／電圧変換器４５ｂによって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器４５ｃによってデジタル値に変換される。そして演算部４５ｄに向かって出力される。演算部４５ｄはそのデジタル値に基づいてＨｃｔ値に換算する。 Next, a constant voltage (2 V to 3 V) is applied between the detection electrodes 35 and 31 from the current / voltage converter 45 b and the reference voltage source 45 f according to a command from the control unit 45 g. The current flowing between the detection electrodes 35 and 31 is converted into a voltage by the current / voltage converter 45b, and the voltage value is converted into a digital value by the A / D converter 45c. And it outputs toward the calculating part 45d. The calculation unit 45d converts the Hct value based on the 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表示部４８に表示する。また、この補正された結果を送信部４５ｅからインスリンを注射する注射装置に向けて送信する。この送信は電波を用いることもできるが、医療器具への妨害のない光通信で送信することが好ましい。 Using the Hct value and the glucose component amount obtained by this measurement, the glucose component amount is corrected with the Hct value by referring to a calibration curve or a calibration curve table obtained in advance, and the corrected result is displayed on the display unit 48. To display. In addition, the corrected result is transmitted from the transmitter 45e to the injection device for injecting insulin. For this transmission, radio waves can be used, but it is preferable to transmit by optical communication that does not interfere with the medical device.

このように補正された測定データを送信部４５ｅから送信することにより、インスリンの投与量が注射装置に自動的に設定されるようにすれば、患者が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くなる。また、人為手段を介さずにインスリンの量を注射装置に設定することができるので、設定のミスを防止することができる。 By transmitting the measurement data corrected in this way from the transmission unit 45e, the amount of insulin to be administered by the patient is set in the injection device if the dose of insulin is automatically set in the injection device. There is no need, and the troublesome setting is eliminated. In addition, since the amount of insulin can be set in the injection device without using artificial means, setting errors can be prevented.

以上、グルコースの測定を例に説明したが、センサ２１を交換して、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。 As described above, the measurement of glucose has been described as an example. However, the sensor 21 is exchanged, and in addition to the measurement of glucose, the measurement is also useful for the measurement of the blood component of lactate and cholesterol.

次に、図１２を用いて血液検査装置４１の動作を説明する。先ずステップ５１では、センサユニット３８を筒体４２ａの先端４２ｂに装着する。このセンサユニット３８は、筺体４２側のコネクタ４７（４７ａ〜４７ｆ）を介して電気回路部４５で接続電極３１ａ〜３５ａ、３３ｃを特定するので、３６０度どの方向から押圧挿入しても良い。また、基準電極３３ｃの特定によりセンサユニット３８の装着を検知することもできる。このように基準電極３３ｃの特定は、接続電極３１ａ〜３５ａの特定とセンサユニット３８の装着検知を兼ねることができる。センサユニット３８が装着されたら、ステップ５２に移行する。なお、センサユニット３８が未装着であったら、表示部４８にその旨を表示してセンサユニット３８の装着を待つ。 Next, the operation of the blood test apparatus 41 will be described with reference to FIG. First, in step 51, the sensor unit 38 is mounted on the tip 42b of the cylindrical body 42a. Since the sensor unit 38 specifies the connection electrodes 31a to 35a and 33c by the electric circuit unit 45 via the connector 47 (47a to 47f) on the housing 42 side, the sensor unit 38 may be pressed and inserted from any direction of 360 degrees. Further, it is possible to detect mounting of the sensor unit 38 by specifying the reference electrode 33c. Thus, the specification of the reference electrode 33c can serve as both the specification of the connection electrodes 31a to 35a and the detection of the mounting of the sensor unit 38. When the sensor unit 38 is mounted, the process proceeds to step 52. If the sensor unit 38 is not attached, the fact is displayed on the display unit 48 and the attachment of the sensor unit 38 is awaited.

ステップ５２では、血液検査装置４１を患者の皮膚１９に当接させる。この皮膚１９への当接の検知は皮膚検知センサ３９ｊ又は２１ｊの出力で行う。なお、血液検査装置４１の皮膚１９への当接がなされていない場合は、表示部４８にその旨を表示して血液検査装置４１の皮膚１９への当接を待つ。 In step 52, blood test apparatus 41 is brought into contact with patient's skin 19. The detection of contact with the skin 19 is performed by the output of the skin detection sensor 39j or 21j. If the blood test apparatus 41 is not in contact with the skin 19, the fact is displayed on the display unit 48 and the blood test apparatus 41 is awaited to contact the skin 19.

皮膚１９への当接が確認されたらステップ５３に移行し、タイマ４５ｋをスタートさせるとともに負圧手段４４を動作させて負圧室４４ａ内に負圧を加える。負圧を加えることにより皮膚１９は盛り上がる。 When contact with the skin 19 is confirmed, the routine proceeds to step 53, where the timer 45k is started and the negative pressure means 44 is operated to apply a negative pressure into the negative pressure chamber 44a. The skin 19 is raised by applying a negative pressure.

負圧手段４４の動作に伴う電流の変化、或いはタイマ４５ｋにより予め定められた時間が経過すると、貯留部２６内の皮膚１９が負圧により十分盛り上がったと判断し、ステップ５４に移行する。ステップ５４では、表示部４８に穿刺可である旨の表示をする。そして、ステップ５５に移行し、穿刺ボタン４３ｊの押下を待つ。穿刺ボタン４３ｊが押下されるとレーザ発射装置４３からレーザ光４３ｈが放射される。このレーザ光４３ｈはセンサ２１の貯留部２６を貫通して皮膚１９を穿刺する。 When the current change caused by the operation of the negative pressure means 44 or the time set in advance by the timer 45k elapses, it is determined that the skin 19 in the reservoir 26 has sufficiently risen due to the negative pressure, and the routine proceeds to step 54. In step 54, the display unit 48 displays that puncturing is possible. Then, the process proceeds to step 55 and waits for pressing of the puncture button 43j. When the puncture button 43j is pressed, a laser beam 43h is emitted from the laser emitting device 43. This laser beam 43h penetrates the storage part 26 of the sensor 21 and punctures the skin 19.

そして、ステップ５６に移行する。ステップ５６では、皮膚１９の穿刺により、滲出した血液２０がセンサ２１の貯留部２６に取り込まれる。この貯留部２６に取り込まれた血液２０は、供給路２７による毛細管現象により一気に（定まった流速で）検出部２８に取り込まれる。また、このステップ５６ではステップ５４で行った表示をオフするとともに負圧もオフする。 Then, the process proceeds to step 56. In step 56, the blood 20 exuded by the puncture of the skin 19 is taken into the storage part 26 of the sensor 21. The blood 20 taken into the storage unit 26 is taken into the detection unit 28 at a stroke (at a fixed flow rate) by capillary action through the supply path 27. In step 56, the display performed in step 54 is turned off and the negative pressure is turned off.

そして、ステップ５７へ移行する。ステップ５７では、血液２０の血糖値が測定される。なお、この血糖値の測定に付いては、図１１の説明と同様である。ステップ５７で血糖値が測定されたら、ステップ５８に移行し、測定した血糖値を表示部４８に表示するとともにメモリに格納する。 Then, the process proceeds to step 57. In step 57, the blood glucose level of blood 20 is measured. In addition, about the measurement of this blood glucose level, it is the same as that of description of FIG. When the blood glucose level is measured in step 57, the process proceeds to step 58, where the measured blood glucose level is displayed on the display unit 48 and stored in the memory.

以上、説明したように、センサユニット３８内に装着されたセンサ２１にフィルム２５が装着されているので、改めてレーザ発射装置４３を保護するフィルムを穿刺の度に別に装着する必要はなく、穿刺準備が著しく容易となる。 As described above, since the film 25 is attached to the sensor 21 attached in the sensor unit 38, it is not necessary to newly attach a film for protecting the laser emitting device 43 every time the puncture is performed. Is significantly easier.

また、ステップ５１におけるセンサユニット３８の装着と電極の特定は、電気回路部４５で行うので、３６０度どの方向から挿入しても良い。従って、位置合わせ等は不要となり、センサユニット３８の装着は著しく容易となる。 Further, since the mounting of the sensor unit 38 and the specification of the electrodes in step 51 are performed by the electric circuit unit 45, the sensor unit 38 may be inserted from any direction of 360 degrees. Therefore, alignment or the like is not necessary, and the sensor unit 38 is remarkably easy to mount.

更に、ステップ５５で穿刺ボタン４３ｊを押下するとレーザ光４３ｈは、貯留部２６を貫通して穿刺するので、滲出した血液２０は全て貯留部２６に溜まり血液検査に用いられる。従って、滲出した血液２０が無駄なく用いられ、患者にかける負担は最小のものとなる。 Further, when the puncture button 43j is pressed in step 55, the laser beam 43h penetrates the storage section 26 and punctures, so that all the exuded blood 20 is collected in the storage section 26 and used for blood tests. Accordingly, the exuded blood 20 is used without waste, and the burden on the patient is minimized.

（実施の形態２）
実施の形態２は、センサ６１に形成された貯留部６３（実施の形態１における貯留部２６に該当）の形状が異なるのみで、その他の点については実施の形態１と同様である。従って、同じものについては同符号を付して説明を簡略化している。 (Embodiment 2)
The second embodiment is the same as the first embodiment except for the shape of the reservoir 63 (corresponding to the reservoir 26 in the first embodiment) formed in the sensor 61. Accordingly, the same components are denoted by the same reference numerals, and the description is simplified.

図１３は、センサ６１の貯留部６３とその近傍の断面図であり、図１４はその平面図である。図１３、図１４において、基板２２に形成された基板孔２２ａの直径２２ｇと第１のスペーサ２３に形成されたスペーサ孔２３ａの直径２３ｇとは共に１．７５０ｍｍであり、第２のスペーサ６２に形成されたスペーサ孔６２ａの直径６２ｇは１．５００ｍｍである。そして、基板孔２２ａ，スペーサ孔２３ａの中心は同一線上にあり、スペーサ孔６２ａの中心は若干離れた方向にある。そして、基板孔２２ａ，スペーサ孔２３ａ、スペーサ孔６２ａの供給路２７の反対側６３ｅは同一平面上にある。 13 is a cross-sectional view of the storage portion 63 of the sensor 61 and its vicinity, and FIG. 14 is a plan view thereof. 13 and 14, the diameter 22g of the substrate hole 22a formed in the substrate 22 and the diameter 23g of the spacer hole 23a formed in the first spacer 23 are both 1.750 mm. The formed spacer hole 62a has a diameter 62g of 1.500 mm. The centers of the substrate hole 22a and the spacer hole 23a are on the same line, and the center of the spacer hole 62a is in a slightly separated direction. The substrate hole 22a, the spacer hole 23a, and the opposite side 63e of the spacer hole 62a on the supply path 27 are on the same plane.

この構成により貯留部６３には、供給路２７から貯留部６３の中心に向かって突出した突出部６３ｃが形成されることになる。この突出部６３ｃの突出寸法は０．２５０ｍｍとなり、基板２２とスペーサ２３の厚みの和０．１５０ｍｍより０．１００ｍｍ大きくしている。 With this configuration, the storage portion 63 is formed with a protruding portion 63 c that protrudes from the supply path 27 toward the center of the storage portion 63. The projecting dimension of the projecting portion 63c is 0.250 mm, which is 0.100 mm larger than the sum of the thicknesses of the substrate 22 and the spacer 23 of 0.150 mm.

また、貯留部６３における供給路２７の反対側６３ｅは同一平面上に形成されている。即ち、基板孔２２ａ，スペーサ孔２３ａの中心は同一線上に存在し、スペーサ孔６２ａの中心は供給路２７の反対側となっている。各孔の直径２２ｇ、２３ｇ、６２ｇの関係は、基板孔２２ａの直径２２ｇとスペーサ孔２３ａの直径２３ｇとは等しく、スペーサ孔２３ａの直径２３ｇよりスペーサ孔６２ａの直径６２ｇは小さい関係にある。 Moreover, the opposite side 63e of the supply path 27 in the storage part 63 is formed on the same plane. That is, the centers of the substrate hole 22 a and the spacer hole 23 a are on the same line, and the center of the spacer hole 62 a is opposite to the supply path 27. The diameters 22g, 23g, and 62g of each hole are the same as the diameter 22g of the substrate hole 22a and the diameter 23g of the spacer hole 23a, and the diameter 62g of the spacer hole 62a is smaller than the diameter 23g of the spacer hole 23a.

以上のように構成されたセンサ６１の動作を以下説明する。図１５に示すように、貯留部６３内の皮膚１９が穿刺されると、この穿刺により穿刺穴１９ａから血液２０が滲出し、血液滴２０ａが形成される。この血液滴２０ａがどんどん成長して、図１６に示すように突出部６３ｃの先端（点線で示す）に当接する。そして、血液滴２０ａが皮膚１９と供給路２７側の接点２２ｊに到達する大きさになる前に、図１７に示すように、血液滴２０ａは突出部６３ｃと皮膚１９で形成される毛細管力により、一気に律速状態で供給路２７を介して検出部２８へ流入する。 The operation of the sensor 61 configured as described above will be described below. As shown in FIG. 15, when the skin 19 in the reservoir 63 is punctured, blood 20 oozes out from the puncture hole 19a by this puncture, and a blood drop 20a is formed. The blood droplet 20a grows and comes into contact with the tip (shown by a dotted line) of the protrusion 63c as shown in FIG. Then, before the blood drop 20a reaches the contact point 22j on the skin 19 and the supply path 27 side, the blood drop 20a is caused by the capillary force formed by the protrusion 63c and the skin 19 as shown in FIG. Then, it flows into the detection unit 28 through the supply path 27 in a rate-determining state.

このように、スペーサ６２と皮膚１９との間の隙間に生ずる毛細管力は供給路２７側の方が強くなるので、貯留部６３内を血液２０で満たす前に確実に供給路２７を介して検出部２８へ流入させることができる。従って、貯留部６３に残る血液量を少なくすることができる。即ち、その分採取する血液２０も少なくて良く、患者にかける負担を少なくすることができる。 Thus, since the capillary force generated in the gap between the spacer 62 and the skin 19 is stronger on the supply path 27 side, it is reliably detected via the supply path 27 before filling the reservoir 63 with the blood 20. It is possible to flow into the portion 28. Therefore, the amount of blood remaining in the reservoir 63 can be reduced. That is, the amount of blood 20 collected can be reduced accordingly, and the burden on the patient can be reduced.

本発明にかかる血液センサは、センサユニットを取り替えるのみでセンサとフィルムの双方を同時に交換することができるので、レーザ光で穿刺する血液検査装置に適用できる。 The blood sensor according to the present invention can be applied to a blood test apparatus that performs puncturing with a laser beam because both the sensor and the film can be replaced at the same time by simply replacing the sensor unit.

本発明の実施の形態１におけるセンサの断面図Sectional drawing of the sensor in Embodiment 1 of this invention 同透視平面図Perspective plan view 同センサを構成する各構成要素の平面図、（ａ）は同フィルムの平面図、（ｂ）は同第２のスペーサの平面図、（ｃ）は同、第１のスペーサの平面図、（ｄ）は同、基板の平面図(A) is a plan view of the film, (b) is a plan view of the second spacer, (c) is a plan view of the first spacer, d) is a plan view of the substrate. 同本発明のセンサを用いた血液検査装置の断面図Sectional view of blood test apparatus using the sensor of the present invention 同本発明のセンサが装着されたセンサユニットの断面図Sectional view of a sensor unit equipped with the sensor of the present invention 同斜視図Same perspective view 同血液検査装置とセンサユニットに設けられたガイドの展開平面図Development plan view of a guide provided in the blood test apparatus and sensor unit 同センサユニットに装着された皮膚検知センサの説明断面図Cross-sectional view of the skin detection sensor attached to the sensor unit 同他の例による皮膚検知センサの説明断面図Cross-sectional view of a skin detection sensor according to another example 同穿刺動作の説明断面図Cross-sectional view explaining the puncturing operation 同電気回路部をその周辺のブロック図A block diagram of the electrical circuit section around it 同動作フローチャートSame operation flowchart 同実施の形態２におけるセンサの要部断面図Sectional drawing of the principal part of the sensor in Embodiment 2 同要部平面図The same plan view 同第１の状態断面図First sectional view 同第２の状態断面図Second state sectional view 同第３の状態断面図Third state sectional view 従来のセンサの断面図Cross section of conventional sensor 同要部断面図Cross section of the main part 同従来のセンサを用いた血液検査装置の断面図Sectional view of a blood test apparatus using the conventional sensor 同使用状態の説明図Illustration of the same usage state

Explanation of symbols

２１センサ
２１ａ基体
２１ｂ下面
２１ｄ上面
２２基板
２３,２４スペーサ
２５フィルム
２６貯留部
２６ａ直径
２６ｂ高さ寸法
２６ｃ半径寸法
２６ｄ開口
２７供給路
２９空気孔
３１,３２,３３,３４,３５検出電極
３１ａ,３２ａ,３３ａ,３４ａ,３５ａ接続電極 21 Sensor 21a Base 21b Lower surface 21d Upper surface 22 Substrate 23, 24 Spacer 25 Film 26 Storage part 26a Diameter 26b Height dimension 26c Radial dimension 26d Opening 27 Supply path 29 Air hole 31, 32, 33, 34, 35 Detection electrode 31a, 32a , 33a, 34a, 35a Connection electrode

Claims

A base body, a cylindrical storage portion provided substantially at the center of the base body, a supply path having one end connected to the storage section and the other end connected to an air hole, and a supply path provided in the supply path And a connection electrode connected to the detection electrode and led out to the side of the base body, the storage portion opens toward the lower surface of the base body, and the upper surface side transmits laser light. The blood sensor is sealed with a film to be formed, and the height dimension from the opening surface forming the opening to the film is larger than the radial dimension of the cylindrical shape.

The substrate includes a substrate on which the detection electrode is formed, a first spacer bonded to the upper surface of the substrate, a second spacer bonded to the upper surface of the first spacer, and an upper surface of the second spacer. The blood sensor according to claim 1, wherein the second spacer has a thickness greater than a total thickness of the first spacer and the substrate.

The blood sensor according to claim 1, wherein a negative pressure path penetrating from the upper surface to the lower surface of the substrate is provided.

The blood sensor according to claim 2, wherein the outer shape of the blood sensor is a circle or a regular polygon, and the electrode formed on the blood sensor is provided with a reference electrode in addition to the detection electrode.

The blood sensor according to claim 4, wherein the top surface of the supply path connected to the storage part is provided with a protruding part that protrudes toward the storage part.

The blood sensor according to claim 1, wherein a skin detection sensor is provided on the lower surface of the substrate in the vicinity of the reservoir.

A sensor unit in which the blood sensor according to claim 1 is mounted in a holder made of resin.

8. The sensor unit according to claim 7, wherein the holder is formed of a large-diameter cylindrical body to which a blood sensor is attached and a small-diameter cylindrical body that is connected to the large-diameter cylindrical body and forms a negative pressure chamber.

The sensor unit according to claim 8, wherein a negative pressure chamber is formed in a small-diameter cylinder, and a skin detection sensor is attached to a tip of the small-diameter cylinder.

9. A housing, a sensor unit according to claim 8 detachably attached to the housing, a laser emitting device provided opposite to the sensor unit and provided in the housing, and connected to the laser emitting device A blood test apparatus comprising: an electric circuit unit, and negative pressure means connected to the electric circuit unit.