JP2019058669A

JP2019058669A - 漏血検知方法及びそのためのセンサシステム

Info

Publication number: JP2019058669A
Application number: JP2018180182A
Authority: JP
Inventors: 野村　健一; Kenichi Nomura; 健一野村; 美徳堀井; Yoshinori Horii; 周介金澤; Shusuke Kanazawa; 洋史牛島; Yoji Ushijima
Original assignee: National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Current assignee: National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Priority date: 2017-09-26
Filing date: 2018-09-26
Publication date: 2019-04-18
Anticipated expiration: 2038-09-26
Also published as: JP7126253B2

Abstract

【課題】注射針の抜けによる漏血を汗などの液体による濡れと正確に区別し且つこれを速やかに検知する方法及びそのためのセンサシステムを提供する。【解決手段】注射針を挿入した皮膚の部位に与えられる基体に与えられた一対の電極間の電気的変化から漏血を検知する方法である。電極間に少なくとも１ｋＨｚ以上の周波数の高周波電圧（電流）を与え赤血球由来の誘電緩和を検知する。【選択図】図１

Description

本発明は、人工透析等において体内に挿入された注射針の抜けによる漏血を検知する方法及びそのためのセンサシステムに関し、特に、この漏血のみを正確且つ迅速に検知する漏血検知方法及びそのためのセンサシステムに関する。

人工透析等において、皮膚から体内に挿入された注射針（透析針）を長時間に亘って留置しておかなければならない場合があるが、注射針が抜けて漏血を生じると、患者の安全に影響を与えかねない。一方、このような留置針の状態を常時人手によってモニタすることは非常に手間となる。そこで、注射針の抜けによる漏血を検知してこれを報知できるシステムが求められている。

例えば、特許文献１では、電気抵抗の変化から漏血を検知する方法を開示している。注射針の近傍に回路部品を粘着テープで固定しその回路表面をガーゼなどの液体吸収性の布で覆う。この布が漏血によって血液で濡れると、回路は開回路状態から閉回路状態に変化して通電し、漏血を検知できるとしている。

ところで、液体の付着による電気抵抗の変化は、例えば、発汗による汗であっても血液と同様に生じる。故に、単に、電気抵抗の変化から漏血を検知しようとするだけでは誤動作を生じかねない。

例えば、特許文献２では、漏血による赤色変化を光学的に検知する方法を開示している。注射針を挿入した皮膚の部位に吸液パッドを貼付し、注射針の抜け等により漏血を生じて吸液パッドに血液が吸収されて形成される赤色変化を光学的に取得してこれを画像解析した上で、所定の大きさに達したときに漏血と判定するのである。かかる方法では、発汗などで無色の液体が吸液パッドに吸着されても赤色変化を与えないため、発汗と区別して漏血を検知することができる。

更に、特許文献３では、静電容量を検出し、発汗と区別して漏血を検知する方法を開示している。透析患者の腕の下に敷かれたシートの表面に櫛歯状に容量電極を設け、かかる容量電極の静電容量に対応して発振周波数が変化するように発振回路を与えて、この発振周波数から静電容量を算出している。そして、漏血の場合の静電容量の増加時間と比較して発汗の場合の静電容量の増加時間は短いことから、静電容量の増加速度に基づいて発汗と区別して漏血の判定を行うことができるとしている。

特開２００６−５５５８８号公報特開２０１７−４２３０２号公報特開２０１４−１５１０９６号公報

上記したように、透析等における留置針のモニタの手間を省力化すべく、注射針の抜け等による漏血を誤動作なく検知するシステムが求められている。一方で、誤動作なく検知するためにより長い時間を要することとなると、漏血が進むため、これも好ましくない。そこで、漏血を汗などの液体による濡れと正確に区別し且つこれを速やかに検知できるシステムが求められている。

本発明は、かかる状況に鑑みてなされたものであって、その目的とするところは、注射針の抜けによる漏血を汗などの液体による濡れと正確に区別し且つこれを速やかに検知する方法及びそのためのセンサシステムを提供することにある。

本発明による漏血検知方法は、注射針を挿入した皮膚の部位に与えられる基体に与えられた一対の電極の間の電気的変化から漏血を検知する方法であって、前記電極の間に少なくとも１ｋＨｚ以上の周波数の高周波電源を接続し赤血球由来の誘電緩和を検知することを特徴とする。

かかる発明によれば、血液固有の物性から漏血を検知するため、これを汗などの液体による濡れと正確に区別できて、しかも、高周波電源を用いた誘電分散測定により電気的に速やかに検知できるのである。

上記した漏血検知方法の発明において、前記周波数をｆ_ｎ（但し、ｎ＝１，２，３）、前記電極の間において計測されるリアクタンスをＸ_ｎ、Ｃ_ｎ＝−１／［２πｆ_ｎ・Ｘ_ｎ］として、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３を算出し（但し、ｆ_２＜ｆ_３）、これらがいずれも所定値よりも大きいときを漏血と判定することを特徴としてもよい。かかる発明によれば、測定周波数を限定できて誘電分散測定を簡略化できるのである。

上記した漏血検知方法の発明において、前記電極は、前記基体に印刷で与えられることを特徴としてもよい。かかる発明によれば、注射針を挿入した皮膚の部位に沿って電極を与えることができて、漏血を正確且つ迅速に検知できるのである。

また、本発明による漏血センサシステムは、注射針を挿入した皮膚の部位に与えられる基体に与えられた一対の電極の間の電気的変化から漏血を検知するセンサシステムであって、一対の前記電極を与えられた前記基体を含むセンサ部と、前記電極に少なくとも１ｋＨｚ以上の周波数の高周波電源を接続し電流を与える高周波印加部と、赤血球由来の誘電緩和を検知する計算部と、を含むことを特徴とする。

上記した漏血センサシステムの発明において、前記計算部は、前記周波数をｆ_ｎ（但し、ｎ＝１，２，３）、前記電極の間において計測されるリアクタンスをＸ_ｎ、Ｃ_ｎ＝−１／［２πｆ_ｎ・Ｘ_ｎ］として、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３を算出し（但し、ｆ_２＜ｆ_３）、これらがいずれも所定値よりも大きいときを漏血と判定することを特徴としてもよい。かかる発明によれば、測定周波数を限定できて誘電分散測定を簡略化できるのである。

上記した漏血センサシステムの発明において、前記電極は、前記基体に印刷で与えられることを特徴としてもよい。かかる発明によれば、注射針を挿入した皮膚の部位に沿って電極を与えることができて、漏血を正確且つ迅速に検知できるのである。

上記した漏血センサシステムの発明において、前記基体は粘着シート体からなりその粘着面側に前記電極を与えられることを特徴としてもよい。又は、前記基体は布地からなりその表面に前記電極を与えられることを特徴としてもよい。かかる発明によれば、基体に与えられた電極を簡単に使用でき、又は、基体の吸液性を容易に設定できる。

本発明による漏血センサシステムの構成図である。本発明による漏血センサの電極の写真である。本発明による測定結果（Ｃ_１）を示す図である。本発明による測定結果（Ｃ_２／Ｃ_３）を示す図である。本発明の実証実験で血液を測定した結果のグラフである。本発明の実証実験でＰＢＳを測定した結果のグラフである。血液の誘電緩和を説明するグラフである。本発明による測定結果（Ｃ_１）を示す図である。本発明による測定結果（Ｃ_２／Ｃ_３）を示す図である。本発明の実証実験で血液を測定した結果のグラフである。本発明の実証実験でＰＢＳを測定した結果のグラフである。本発明による測定結果（Ｃ_１）を示す図である。本発明による測定結果（Ｃ_２／Ｃ_３）を示す図である。本発明の実証実験で血液を測定した結果のグラフである。本発明の実証実験でＰＢＳを測定した結果のグラフである。

以下に、本発明の１つの実施例による漏血センサシステム及び漏血検知方法について図１及び２を用いて詳細を説明する。

図１に示すように、一対の注射針１３，１５のうち、注射針１３を皮膚から刺し込んで動脈に挿入し、注射針１５を静脈に挿入する。動脈からの血液はチューブ１２を介して透析装置１０に送られ処理された後にチューブ１４を介して静脈に戻る。ここで、一対の注射針１３，１５はパッチ２１の下部で皮膚から差し込まれている。

センサシステム２０は、表面、あるいは内部に電極２３を与えられたパッチ２１を含むセンサ部２２と、電極２３に高周波電源を接続し電流を与える高周波印加部２５と、電極２３からの信号から赤血球由来の誘電緩和を検知する計算部２７と、を含み、電極２３の電気的変化から漏血を検知する。

パッチ２１は、一対の注射針１３，１５の皮膚からの差し込み部位、その周囲、又は、注射針１３，１５のそれぞれの皮膚からの差し込み部周囲に貼付などされて与えられる。パッチ２１は、紙や布地、ガーゼなどの吸液性を有するシート体を含み、基体２４の上に導電性インクからなる電極２３を印刷で与えられており、貼付部に沿って変形可能である。これにより、注射針１３，１５の挿入部に電極２３を正確に与え得る。

図２に示すように、電極２３は、一対の電極２３ａ，２３ｂを布地からなる基体２４の一方の面に与えてもよいし、基体２４を挟んでそれぞれの面に与えてもよい。また、電極２３の形状は、互いに櫛歯状であってもよいし、図示したもの以外に、渦巻きなどを描くようなものであってもよい。

なお、電極２３の印刷において用いられる導電性インクは流動性を有するため、特に、上記したような紙や布などからなる吸液性のシート体に印刷するとにじみが生じ易い。そこで、グラビアオフセット印刷や、反転転写印刷、スクリーンオフセット印刷をはじめ、半固化したインクを転写するような印刷技術を用いることが好ましい。また、断線を防ぐためには、数μｍ以上の厚膜印刷の可能なスクリーンオフセット印刷が特に好ましい。

また、基体２４を粘着シート体とすることも好ましい。すなわち、粘着シート体の粘着面上に電極を印刷によって形成させるのである。さらに電極をガーゼなどの布で覆ってその周囲において粘着面を露出させて、市販の絆創膏のような構造にしてもよい。これによれば、皮膚等に貼り付けて簡単に使用できるパッチ２１を安価に大量に製造し得る。

高周波印加部２５は、高周波電源部から特定の周波数の高周波パルス電圧（電流）を電極２３に与える電源装置である。

計算部２７は、電極２３からの信号を処理しインピーダンスを測定し、赤血球由来の誘電緩和を検知するよう計算処理を行う。つまり、血液の誘電分散（誘電率や誘電損率の周波数依存）の測定では、数ＭＨｚ付近に赤血球に由来して誘電率や誘電損率が大きく変化する周波数領域(β分散)が存在する。例えば、誘電率や誘電損率に関連するパラメータとして、血液のリアクタンスの周波数依存を測定すると、１ｋＨｚ〜１００ＭＨｚあたりで、顕著には１００ｋＨｚ〜１０ＭＨｚあたりで特有の変化が生じ、他の液体との区別ができ得る。

ここで、周波数をｆ_１［Ｈｚ］、測定されるリアクタンスをＸ_１［Ω］、ω＝２πｆ_１とすると、インダクタンス成分が小さくなる周波数、例えば、ｆ_１＜１［ＭＨｚ］の低周波領域を選択すると、インダクタンス成分を無視できて、Ｘ_１＝−１／（ω・Ｃ_１）となる。つまり、Ｃ_１＝−１／（ω・Ｘ_１）となる。かかるＣ_１の値は、汗や水、お茶などの液体と比べ、血液では大きくなる。このことからＣ_１の時間変化をモニタし、血液の存在可能性が判定できる。例えば、Ｃ_１が予め定めた閾値を超えたとき、漏血と判定し得る。

一方、汗に血液が徐々に混ざっていく場合には、Ｃ_１の時間変化も連続的であり、Ｃ_１のモニタだけでは漏血の誤判定ともなり得る。そこで、血液固有の物性である誘電緩和を確認することで、明確に漏血を判定できる。例えば、１ｋＨｚ〜１ＭＨｚの周波数領域にある２つの周波数ｆ_２，ｆ_３（但し、ｆ_２＜ｆ_３）を選択し、ｌｏｇＣ_２−ｌｏｇＣ_３＝ｌｏｇ（Ｃ_２／Ｃ_３）の時間変化をモニタし、漏血を確実に判定できる。例えば、Ｃ_２／Ｃ_３が予め定めた閾値を超えたとき、漏血と判定し得る。

上記した実施例によれば、血液固有の物性から漏血を検知できるため、これを汗などの液体による濡れと正確に区別できて、しかも、誘電分散測定により電気的に速やかに検知できる。そして、周波数ｆ_ｎ（但し、ｎ＝１，２，３）に対応するＣ_ｎについて、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３（但し、ｆ_２＜ｆ_３）を算出し、これらがいずれも所定値よりも大きいときを漏血と判断することで、誘電分散測定を簡略化でき、センサシステムを小型化できるのである。

［実施例及び実証実験］
次に、上記した漏血センサシステムの測定例について述べる。合わせて、実証実験についても述べる。

まず、血液（Tennessee Blood Services社製）及び汗に見立てたリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）を用意し、パッチ２１への滴下量を変化させた。なお、ここでは、ｆ_１＝１０．２ｋＨｚ、ｆ_２＝２０７．５ｋＨｚ、ｆ_３＝３１１．１ｋＨｚとした。また、実証実験として、センサ部２２をケミカルインピーダンスアナライザに接続して、周波数を走査しつつ、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３の値を算出した。

図３に示すように、パッチ２１へ血液を与えていない状態（「空気」と記載）から等時間隔的に血液を滴下し、滴下合計量として１，４，１４，２４，３４，４４μＬを与えた状態でのＣ_１値を上段に、パッチ２１へ同様にＰＢＳを与えた状態でのＣ_１値を下段に示した。なお、ここで用いたパッチ２１は、アルミ箔からなる一対の電極２３ａ，２３ｂを布地からなる基体２４を挟んで与えたものである。

ここで、Ｃ_１＝２５［ｎＦ］を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ４４μＬまでの模擬発汗で動作をせず、血液１４μＬ以上で動作をした。図３から判るように、発汗が多量に起きたとき、例えば、ＰＢＳ４４μＬのときのＣ_１値よりも大きな閾値が設定されていれば、ＰＢＳ４４μＬに対応する程度の発汗でも動作しないのである。その一方で、この閾値を上回るＣ_１値を有する血液量で動作することになるのである。つまり、閾値の設定がＰＢＳ４４μＬのときのＣ_１値よりも小さく設定されていれば、ＰＢＳ４４μＬの発汗で動作をするのである。例えば、Ｃ_１＝［５ｎＦ］とすれば、ＰＢＳ３４μＬ以上でも動作することになるとともに、４μＬを越える血液量でも動作することになる。

なお、実際の発汗では、汗の成分に個人差等があり、他の液体が混入することもあって、閾値の設定を確定的に求めることは難しいのである。そこで、更にＣ_２／Ｃ_３を算出して確定判定を行うのである。

図４に示すように、パッチ２１へ同様に血液を与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を上段に、パッチ２１へＰＢＳを与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を下段に示した。

ここで、Ｃ_１＝５［ｎＦ］、Ｃ_２／Ｃ_３＝１．２を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ４４μＬまでの発汗では、ＰＢＳ１４μＬの時のみにＣ_２／Ｃ_３＝１．２の閾値を超える。しかし、ＰＢＳ１４μＬの時のＣ_１は閾値（Ｃ_１＝５［ｎＦ］）を下回っているため動作しない。結局、ＰＢＳ４４μＬまでの発汗では動作しない。一方、血液については、４μＬ以上でＣ_２／Ｃ_３＝１．２の閾値を超えている。血液４μＬ以上では、Ｃ_１も閾値を超えているため、結果血液４μＬ以上で動作をした。故に、インダクタンスの大きな影響を受けない範囲で、Ｃ_１値の閾値判定に合わせて、Ｃ_２／Ｃ_３値の閾値判定を行うことで漏血を確定的に判定できるのである。また、Ｃ_１のみで判定した場合は検出限界が１４μＬであるが、Ｃ_１に加えＣ_２／Ｃ_３でも判定する場合は検出限界が４μＬに改善される。

図５及び６に示すように、誘電分散を測定すると、血液では１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚあたりで誘電緩和に起因するＣ値の落ち込み（図５のＰ１部分）が見られるが、ＰＢＳでは同様の周波数範囲でＣ値の変化は小さい（図６のｐ１部分）。上記したＣ_２／Ｃ_３値の閾値判定はこのＣ値の落ち込みから発汗などと区別し、さらにＣ_１値の測定結果と合わせることで漏血を確定的に判定しようとするものである。

図７（ａ）には、血液のリアクタンスＸを周波数に対して計測したグラフ、図７（ｂ）には、Ｘの傾きを示した。なお、ここで用いたパッチ２１は、アルミ箔からなる一対の電極２３ａ，２３ｂを基体２４の一面に隣接して配置させたものである。図から判るように、誘電緩和によるリアクタンスの落ち込みが明瞭に見られる（図のＬ１参照）。かかる落ち込みは血液の赤血球由来とされる。

次に、ｆ_１＝１０．２ｋＨｚ、ｆ_２＝５１．８ｋＨｚ、ｆ_３＝２０７．５ｋＨｚで同様の測定を行った。

図８に示すように、パッチ２１（図２参照）へ血液を与えていない状態（「空気」と記載）から滴下合計量として１０，２０，３０，４０，５０μＬを与えた状態でのＣ_１値を上段に、パッチ２１へ同様にＰＢＳを与えた状態でのＣ_１値を下段に示した。

ここで、Ｃ_１＝１．２［μＦ］を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ４０μＬまでの模擬発汗では動作をせず、血液４０μＬ以上で動作をした。また、Ｃ_１＝１．０［μＦ］を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ２０μＬまでの模擬発汗では動作をせず、血液２０μＬ以上で動作をした。

図９に示すように、パッチ２１（図２参照）へ同様に血液を与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を上段に、パッチ２１へＰＢＳを与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を下段に示した。

ここで、Ｃ_２／Ｃ_３＝５．０を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ５０μＬまでの模擬発汗でも動作をせず、一方、血液では１０μＬ以上で動作をした。

図１０及び１１に示すように、誘電分散を測定すると、ここでも血液では特に１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚあたりで誘電緩和に起因するＣ値の落ち込み（図１０のＰ２部分）が見られ、ＰＢＳでは同様の周波数範囲でＣ値の変化は小さかった（図１１のｐ２部分）。

リアクタンスＸ、若しくは、このＸから求められるＣ値に基づいて漏血を判定する方法を説明したが、同様に、リアクタンスＸに基づく変化から他のパラメータでも漏血を判定できる。例えば、クラマース・クローニッヒの関係式から、リアクタンスＸが変化する場合はコンダクタンスの値もそれに伴って変化し、導電率なども変化する。つまり、コンダクタンスや導電率といった他のパラメータの変化量からも同様に漏血を判定できる。

上記した実証実験では、基体２４に布地を用いたが、基体２４として粘着シートを用いたパッチ２１も製作した。詳細には、シリコーンゴム上にスクリーン印刷されたストレッチャブルＡｇインク（東洋紡株式会社製／サンプル名：ＳＳＰ２８０１）を１５０℃の温度で３０分間焼成し電極２３を形成させた。次いで、シリコーンゴム上の電極２３を医療用粘着テープの粘着面側に転写した。つまり、スクリーンオフセット印刷によって、電極２３を医療用粘着テープの粘着面上に形成させた。さらに、電極２３を医療用ガーゼ（２層積層されたもの）で覆ってパッチ２１とした。このパッチ２１を用いて、上記と同様にＰＢＳや血液を滴下する試験を行った。なお、ここでは、ｆ_１＝１０．1ｋＨｚ、ｆ_２＝５１．３ｋＨｚ、ｆ_３＝２０２ｋＨｚとした。

すなわち、図１２示すように、パッチ２１（図２参照）へ血液を与えていない状態（「空気」と記載）から滴下合計量として１，３，６，１０，１５，２０，２５，３０，３５，４０，４５，５０μＬを与えた状態でのＣ_１値を上段に、パッチ２１へ同様にＰＢＳを与えた状態でのＣ_１値を下段に示した。

ここで、Ｃ１＝３００［μＦ］を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ４５μＬまでの模擬発汗では動作をせず、血液３０μＬ以上で動作をした。また、Ｃ_１＝１５０［μＦ］を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ１５μＬまでの模擬発汗では動作をせず、血液１５μＬ以上で動作をした。

図１３に示すように、パッチ２１（図２参照）へ同様に血液を与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を上段に、パッチ２１へＰＢＳを与えた状態でのＣ_２／Ｃ_３値を下段に示した。

ここで、Ｃ_２／Ｃ_３＝５．０を閾値に設定し漏血判定したとき、ＰＢＳ５０μＬまでの模擬発汗でも動作をせず、一方、血液では１μＬ以上で動作をした。

図１４及び１５に示すように、誘電分散を測定すると、ここでも血液では特に１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚあたりで誘電緩和に起因するＣ値の落ち込み（図１４のＰ３部分）が見られ、ＰＢＳでは同様の周波数範囲でＣ値の変化は小さかった（図１５のｐ３部分）。

以上のように、基体２４として粘着シートを用いたパッチ２１によっても、Ｃ値の変化について、基体２４として布地を用いた場合と同様の傾向であることが判る。他方、粘着シートを用いたパッチの場合、布地を用いたパッチに比べて少量の血液でＣ値が大きく変化した。

以上、本発明による実施例及びこれに基づく変形例を説明したが、本発明は必ずしもこれに限定されるものではなく、当業者であれば、本発明の主旨又は添付した特許請求の範囲を逸脱することなく、様々な代替実施例及び改変例を見出すことができるであろう。

１０透析装置
１２、１４チューブ
１３、１５注射針
２０センサシステム
２１パッチ
２２センサ部
２３電極
２５高周波印加部
２７計算部

Claims

注射針を挿入した皮膚の部位に与えられる基体に与えられた一対の電極の間の電気的変化から漏血を検知する方法であって、
前記電極に少なくとも１ｋＨｚ以上の周波数の高周波電源を接続し赤血球由来の誘電緩和を検知することを特徴とする漏血検知方法。
前記周波数をｆ_ｎ（但し、ｎ＝１，２，３）、前記電極の間において計測されるリアクタンスをＸ_ｎ、Ｃ_ｎ＝−１／［２πｆ_ｎ・Ｘ_ｎ］として、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３を算出し（但し、ｆ_２＜ｆ_３）、これらがいずれも所定値よりも大きいときを漏血と判定することを特徴とする請求項１記載の漏血検知方法。
前記電極は、前記基体に印刷で与えられることを特徴とする請求項１又は２に記載の漏血検知方法。
注射針を挿入した皮膚の部位に与えられる基体に与えられた一対の電極の間の電気的変化から漏血を検知するセンサシステムであって、
一対の前記電極を与えられた前記基体を含むセンサ部と、前記電極に少なくとも１ｋＨｚ以上の周波数の高周波電源を接続し電流を与える高周波印加部と、赤血球由来の誘電緩和を検知する計算部と、を含むことを特徴とする漏血センサシステム。
前記計算部は、前記周波数をｆ_ｎ（但し、ｎ＝１，２，３）、前記電極の間において計測されるリアクタンスをＸ_ｎ、Ｃ_ｎ＝−１／［２πｆ_ｎ・Ｘ_ｎ］として、Ｃ_１及びＣ_２／Ｃ_３を算出し（但し、ｆ_２＜ｆ_３）、これらがいずれも所定値よりも大きいときを漏血と判定することを特徴とする請求項４記載の漏血センサシステム。
前記電極は、前記基体に印刷で与えられることを特徴とする請求項４又は５に記載の漏血センサシステム。
前記基体は粘着シート体からなりその粘着面側に前記電極を与えられることを特徴とする請求項６記載の漏血センサシステム。
前記基体は布地からなりその表面に前記電極を与えられることを特徴とする請求項６記載の漏血センサシステム。