JPWO2007108516A1

JPWO2007108516A1 - レーザ穿孔装置およびレーザ穿孔方法

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Publication number: JPWO2007108516A1
Application number: JP2008506339A
Authority: JP
Inventors: 堀川　清弘; 清弘堀川; 西田　毅; 毅西田; 健一濱中; 秋山　敏博; 敏博秋山; 浩二三好; 天野　良則; 良則天野
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2006-03-22
Filing date: 2007-03-22
Publication date: 2009-08-06
Anticipated expiration: 2027-03-22
Also published as: US20100234835A1; US8394085B2; CN101404934B; EP1997433B1; KR101058681B1; EP1997433A4; WO2007108516A1; JP5027110B2; CN101404934A; EP1997433A1; KR20080103542A; CA2646716A1

Abstract

簡単な構成で、皮膚穿孔時の痛みを軽減することができるレーザ穿孔装置。本装置において、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光は、スプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃにより複数の光路に分岐して皮膚１３の同一の照射位置１７７を穿刺する。このため、出力が小さいレーザ光で穿刺することになり、痛みを軽減することができる。

Description

本発明は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置およびレーザ穿孔方法に関する。

従来、血液の採取または薬剤の投与を目的として、皮膚に小さな穴をあけるための技術として、レーザを用いて皮膚を穿孔する技術が知られている（例えば、特許文献１、特許文献２参照）。レーザを用いれば、従来一般的に使用されていた針の交換作業が不要になり、また、針に比べて穿孔時の痛みも軽減されうるといった利点がある。

特許文献１記載のレーザ穿孔装置は、図１に示すように、レーザハウジング１から出射されたレーザ光２を、光学的なビームスプリッタ３を用いて分割することで、同時またはほぼ同時に皮膚の所望領域内に多数の穴をあけるようにしている。皮膚に多数の穴をあけることで、穿孔後、薬剤を、クレームやローション、絆創膏の形で皮膚に適用することが容易になる。
特開２００４−１９５２４５号公報特表２００４−５３３８６６号公報

しかしながら、従来のレーザ穿孔装置においては、出射されたレーザ光を分割する際に、複数の平行光に分岐しているため、レーザ光の穿孔領域が広くなり、穿孔時の痛みが増大するおそれがある。これは、穿孔後の薬剤投与の便宜を考慮して、皮膚に多数の穴を効率的にあけることのみを目的とするためである。

皮膚の穿孔装置においては、針を用いる場合に限らず、レーザを用いる場合にも、いかにして穿孔時の苦痛を軽減するかは、実際問題として、最も重要な課題のひとつである。従来のレーザ穿孔装置においては、この点の考慮が不十分であり、今なお、穿孔時の痛みを軽減するための手法が広く求められている。

本発明は、簡単な構成で、皮膚穿孔時の痛みを軽減することができるレーザ穿孔装置およびレーザ穿孔方法を提供することを目的とする。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源と、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、を有する構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源と、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、を有し、前記レーザ出力制御手段は、前記レーザ光源から出射されたレーザ光を複数の光路に分岐するレーザ光分岐手段を含み、前記複数の光路に分岐されたレーザ光を前記同一の穿孔位置に向かって集光させる、構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源と、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、を有し、前記レーザ出力制御手段は、前記レーザ光源をパルス制御するパルス制御手段を含み、パルス状のレーザ光を複数回前記同一の穿孔位置に照射する、構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源と、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、を有し、前記レーザ出力制御手段は、前記レーザ光源から出射されるレーザ光の強度を可変する制御回路を含み、時間とともに強度が小さくなるレーザ光を前記同一の穿孔位置に照射する、構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源と、透過光量が異なる複数のフィルタと、を有し、前記複数のフィルタは、前記レーザ光源の光軸上に選択可能に設けられている、構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、レーザ光を出射するレーザ光源、を有し、前記レーザ光源は、１つの励起光源により複数のレーザ結晶を励起して複数のレーザ光を出射する、構成を採る。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するようにレーザ光源のレーザ出力を分割制御する、ようにした。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、レーザ光源から出射されたレーザ光を複数の光路に分岐し、分岐されたレーザ光を同一の穿孔位置に向かって集光させることにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、ようにした。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、レーザ光源をパルス制御して、パルス状のレーザ光を複数回同一の穿孔位置に照射することにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、ようにした。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、レーザ光源から出射されるレーザ光の強度を可変して、時間とともに強度が小さくなるレーザ光を同一の穿孔位置に照射することにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、ようにした。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、透過光量が異なる複数のフィルタを、レーザ光源の光軸上に選択可能に設けることにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、ようにした。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、１つの励起光源により複数のレーザ結晶を駆動して複数のレーザ光を出射することにより、レーザ光源のレーザ出力を制御する、ようにした。

本発明によれば、簡単な構成で、皮膚穿孔時の痛みを軽減することができる。

従来のレーザ穿孔装置における多重ビームスプリッタを示す図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置の第１の例を示す分解組立斜視図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置の第２の例を示す分解組立斜視図図３の血液検査装置の側面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ発射装置の一例を示す外観斜視図図５のレーザ発射装置の一構成例を示す断面図図５のレーザ発射装置の他の構成例を示す断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ発射装置の他の例を示す部分切欠斜視図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサの一例を示す断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサの他の例を示す断面図図９の血液センサの穿刺時の断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す断面図図８の血液センサの透視平面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図図８の血液センサの分解平面図であり、図１５Ａはカバーの平面図、図１５Ｂはスペーサの平面図、図１５Ｃは基板の平面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットとその近傍を示す断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットを当該血液検査装置に装着するためのガイド部の一例を示す要部展開正面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットの一例を示す斜視図図１８の血液センサユニットにおけるホルダの下端近傍の一構成例を示す要部断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍の他の構成例を示す要部断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍のさらに他の例を示す要部断面図図１８の血液センサユニットの断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットの他の例を示す断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における血液センサユニットのさらに他の例を示す断面図図２４の血液センサユニットの平面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ焦点からの穿刺対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）の関係を示すグラフ本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における負圧室および負圧経路の一例を示す要部拡大断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における負圧室および負圧経路の他の例を示す要部拡大断面図図２７に示す負圧室の容積の説明図図２８に示す負圧室の容積の説明図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における電気回路部のブロック図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置を用いた検査手順の一例を示すフローチャート本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置を用いた検査手順の一例をより具体的に示す工程別断面図図３３Ａに続く工程別断面図図３３Ｂに続く工程別断面図図３３Ｃに続く工程別断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置を用いた検査手順の他の例を示すフローチャート本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における負圧制御の一例を説明するための図図３５で説明される負圧制御による皮膚の盛り上がりの様子を模式的に示す図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置における負圧制御の他の例を説明するための図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置に含まれるレーザ穿孔装置の一例を示す分解組立斜視図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御の一例を示す図図３９のレーザ分岐制御を説明するための図図３９のレーザ分岐制御に使用可能なキューブ状光学素子の斜視図図３９のレーザ分岐制御に使用可能なキューブの一例を示す図であり、図４２Ａはレーザ光の分岐を三次元のイメージで示す図、図４２Ｂはその分岐を実現するキューブの一例を示す斜視図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置においてレーザ光を斜め方向から照射して穿刺する様子を示す図レーザ光の照射形のバリエーションを示す図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ出力制御の他の例を示す概略図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザパルス制御の一例を示す図図４６のレーザパルス制御による穿刺状態を示す断面図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４８Ａは回路図、図４８Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４８Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４９Ａは回路図、図４９Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４９Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図本発明の血液検査装置の電源制御部の第１の例を示すブロック図図５０の電源制御部の制御手順の第１の例を示すフローチャート図５０の電源制御部の制御手順の第２の例を示すフローチャート図５０の電源制御部の制御手順の第３の例を示すフローチャート図５０の電源制御部の制御手順の第４の例を示すフローチャート本発明の血液検査装置の電源制御部の第２の例を示すブロック図図５５の電源制御部の制御手順の第１の例を示すフローチャート図５５の電源制御部の制御手順の第２の例を示すフローチャート本発明の血液検査装置の電源制御部の第３の例を示すブロック図図５８の電源制御部の制御手順の第１の例を示すフローチャート図５８の電源制御部の制御手順の第２の例を示すフローチャート電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、段階的に設定する方法を説明するグラフ電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、連続的に設定する方法を説明するグラフ電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、可変曲線にあわせて設定する方法を説明するグラフ充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係を示すグラフ本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御の他の例を示す図であり、図６３Ａは２分岐の場合を示す図、図６３Ｂは４分岐の場合を示す図図６３のレーザ分岐制御に用いられる光ファイバ方向性結合器の構成を示す概略図本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御のさらに他の例を示す図

以下、図面に基づいて、本発明のレーザ穿孔装置を説明する。ここでは、本発明のレーザ穿孔装置を血液検査装置に適用した場合を例にとって説明する。なお、各図面において共通する部材には同一の符号を付し、適宜その説明を省略する。

装置全体図１
図２は、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置の全体構成の第１の例を示す分解組立斜視図である。

図２に示される血液検査装置３１の下ケース３２の内部には、レーザ発射装置３３と、吸引ポンプ（負圧ポンプ）３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂ、および大気開放スイッチ３４ｃで構成された負圧手段３４と、電気部品に電力を供給する電池３５と、これらの部品上に装着された電気回路部３６と、電気回路部３６の上に装着されるとともに、例えば、液晶で構成された表示部３７などの部材が格納される。

各部材が格納された下ケース３２に上ケース３８が被せられて装置本体３９が構成される。上ケース３８には、透明の表示窓３８ａが、表示部３７に対応した位置に設けられる。

装置本体３９は、血液センサユニット４４と、アダプタ４０を介して接続される。アダプタ４０の一方は円筒状のホルダであり、血液センサユニット４４が挿抜自在に装着される。血液センサユニット４４は、ホルダ４１と、ホルダ４１の内部に装着された血液センサ４２とから構成される。血液センサユニット４４の中央に設けられた窓４３は、レーザ発射装置３３のレーザ発射口からのレーザ光を通過させる部分である。窓４３は、貫通孔であってもよく、レーザ光を透過する材料で形成された部材でもよい。

装置全体図２
図３は、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置の全体構成の第２の例を示す分解組立斜視図である。図４はその側面図である。図３および図４に示される血液検査装置３１ａは、負圧手段１４０を構成する負圧ポンプとして手動吸引できる手動ポンプを有する点で、図２に示される血液検査装置３１と相違する。以下、この相違点について説明する。

血液検査装置３１ａは、手動ポンプ（負圧ポンプ）１４１と、手動ポンプ１４１を手動で駆動する手動ポンプノブ１４２とを含む負圧手段１４０を有する。大気開放スイッチ１４４は、ポンプ弁ユニット１４３で発生する負圧を大気に開放する。

手動ポンプノブ１４２は弓形状をしており、一方は支軸１４２ａとされ、他方は作用部１４２ｂとされている（図４参照）。手動ポンプノブ１４２は、支軸１４２ａを中心に回動することができる。作用部１４２ｂが手動ポンプ１４１に動力を伝達する。患者は、手動ポンプノブ１４２を、装置本体３９と共に握り、作用部１４２ｂを上下運動させることができる。この上下運動により手動ポンプ１４１が動作して負圧が発生する。

作用部１４２ｂの上下運動により、皮膚の盛り上がりを確認しながら、適正な負圧を加えるようにするため、負圧室６０（図１６など参照）の内部を目視できるように、血液センサユニット４４の外装を透明部材で形成することが好ましい。血液センサユニット４４の外装をすべて透明部材で形成してもよいし、血液センサユニット４４の先端４１ｈ側（負圧室６０側）のみを透明部材で形成してもよい。手動ポンプノブ１４２の被把持部１４２ｃには、指の形の凹凸を設けて、滑りを防止してもよい。

負圧手段１４０を手動駆動とすることにより、負圧手段１４０を駆動する電源が不要となる。よって、電池３５を長寿命化することができ、携帯用の血液検査装置に適する。

レーザ発射装置（レンズ含む）の態様１について
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いる。レーザ光を皮膚に照射すると、皮膚の水のＯＨ基にレーザ光が吸収されて瞬間的に熱が上昇して気化する。このときに周りの細胞も一緒に気化して、皮膚に穴が開く。

血液検査装置３１、３１ａにはレーザ発射装置３３が収納される。図５は、血液検査装置３１、３１ａに収納されるレーザ発射装置３３の外観斜視図である。また、図６Ａおよび図６Ｂは、それぞれ、レーザ発射装置３３の断面図である。図６Ａでは、レーザ結晶３３ｄは、部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇが設置された壁に囲まれた内部に配置されているが、図６Ｂでは、レーザ結晶３３ｄは、両側面に部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇを備え、レーザ結晶３３ｄは、筒体３３ｂの外壁と内部壁（仕切り板）に取り付けられている。つまり、図６Ｂでは、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄが長くなって内部壁（仕切り板）よりも前に伸長している。

レーザ発射装置３３は、発振チューブ３３ａと、発振チューブ３３ａの前方に連結された円筒状の筒体３３ｂとから構成される。筒体３３ｂの前方中央にはレーザ発射口３３ｃが設けられる。

発振チューブ３３ａの内部には、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）またはホロニウムをドーピングしたＨｏ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄと、キセノンフラッシュランプを用いた励起光源３３ｅとが格納される。発振チューブ３３ａの一方の端には、部分透過鏡３３ｆが装着される（特に図６Ａ）。部分透過鏡３３ｆの透過率は、約１％〜１０％にすればよい。発振チューブ３３ａの他方の端には、９９％〜１００％の全反射鏡３３ｇが装着される（図６Ａ、図６Ｂ）。また、部分透過鏡３３ｆや全反射鏡３３ｇを用いずに、レーザ結晶３３ｄの端面にスパッタなどで同じ特性を持つ膜を形成したものでもよい。

筒体３３ｂの内部には凸レンズ（焦点レンズ）３３ｈが装着される。凸レンズ３３ｈは、レーザを血液センサ４２の面の近傍に集光させる（詳細は後述）。全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆとレンズ３３ｈとレーザ発射口３３ｃとは、この順に配置される。

レーザ発射装置３３からレーザ光が発射されるプロセスを説明する。励起光源３３ｅから発射された励起光は、例えば、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄの内部に入り、Ｅｒ（エルビウム）イオンを励起してエネルギーの高い状態を作り出して反転分布状態になって、全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆの間を反射して共振するとともに増幅される。Ｈｏ（ホロニウム）の場合も同様である。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３３ｆを通過する。部分透過鏡３３ｆを通過したレーザ光は、レンズ３３ｈを通過してレーザ発射口３３ｃから放射される。後述のように、レーザ発射口３３ｃから放射されたレーザ光が皮膚を穿刺（照射）する。

レーザ発射装置の態様２について
図７にレーザ発射装置の別の例が示される。図７に示されるレーザ発射装置１８９は、１個のフラッシュランプ１８５を励起光源として、励起光を２種のレーザ結晶に照射する。このとき、それぞれの結晶からレーザ光が出力される。２種の結晶を用いることにより、レーザ光の強度や、波長の異なるレーザ光を出力することができる。

レーザ発射装置１８９は、図７に示すように、断面が楕円形をした筒体を２つ重ねた形状の筺体１８８と、筺体１８８の中央部に配置されたレーザを励起するためのフラッシュランプ１８５と、フラッシュランプ１８５の両側に配置されたレーザ発振のための第１の結晶１８６および第２の結晶１８７とを含む。楕円形状の筺体１８８には３つの焦点が存在する。筐体１８８は２つの楕円が重なった形状であるため、各々の楕円に２つの焦点を有するが、そのうち１つの焦点を共通な焦点となるように配置しているため、３つの焦点が存在する。３つの焦点のうち、一方の焦点に第１の結晶１８６を配置し、他方の焦点に第２の結晶１８７を配置する。そして、２つの焦点を共有する中央部にフラッシュランプ１８５を配置する。１つのフラッシュランプ１８５で、２つの結晶１８６、１８７のそれぞれからレーザ光を得ることができるので、レーザ発射装置の小型化と低価格化が図られる。

レーザの出力強度はフラッシュランプ１８５の発光強度にも比例するが、結晶１８６および結晶１８７の体積にも比例する。したがって、同じ径であっても長さの異なる２つの結晶を配置すれば、１つのフラッシュランプ１８５で、強度の異なる２つのレーザ光を得ることができる。

また、同じ体積の結晶を用いれば、同じ強さの２本のレーザ光を同時出力することができる。したがって、レーザ光を分岐しなくても（図４０、図４１参照）、同じ強度の２本のレーザ光で皮膚を穿刺することができる。この場合、分岐によるスプリッタやミラーによるエネルギー損失がなくなる。

組成の異なる２つの結晶（例えば、波長２.９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザの結晶、および波長１.０６μｍのＮｄ：ＹＡＧの結晶）を配置すれば、波長の異なるレーザ光を得ることができる。異なる波長のレーザ光を、同じ位置に照射すれば、皮膚に深さの異なる傷をつけることができる。例えば、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧとでは、ＯＨ基の吸収効率が異なる。そこで、吸収効率の高いＥｒ：ＹＡＧで浅めの傷をつけ、Ｅｒ：ＹＡＧよりも効率の低いＮｄ：ＹＡＧで深めの傷をつけることができる。この性質を利用して、同時に２つのレーザ光を照射すると、より効率良く皮膚に傷をつけることができる。２つのレーザ光を照射する場合には、若干の時間差をつけて、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧの順に照射することが好ましい。

レーザ発射装置１８９を用いれば、レーザ光の波長を選択して使用することができる。また、光学系を用いて２種類のレーザ光を同じ位置に照射するようにすれば、出力強度を向上させることができる。

本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、患者の皮膚を穿刺する手段として、皮膚に接触することなく穿刺できるレーザ発射装置３３、１８９を用いているので、従来の血液検査装置で必要とされた穿刺針が不要となる。また、患者の皮膚と非接触の穿刺手段を用いるので、衛生的である。また、穿刺針は検査毎に交換される必要があったが、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａによる検査では、その交換作業も不要となる。

さらに、針による穿刺では必要とされた針を運動させる可動部品が、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａでは必要ないので、故障が少なくなる。また、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは必要な部品点数が少なくなるので、部品管理が容易である。また、レーザ発射口３３ｃの前面に透明の防水壁を設けておけば、血液検査装置３１、３１ａ全体を丸洗いすることも可能となる。

血液センサについて
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、穿刺された皮膚から流出した血液を取り込み、その血液成分などを検査するための血液センサを有する。

血液センサの第１の例
図８は、血液センサの第１の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２は、外形形状が円形または多角形である。血液センサ４２を構成する基体４５は、基板４６と、基板４６の上面に貼り合わされたスペーサ４７と、スペーサ４７の上面に貼り合わされたカバー４８とで構成される。

基体４５の略中央には、血液の貯留部４９が設けられる。貯留部４９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とに連通して形成される。貯留部４９は、皮膚からの血液を採取するため、下方に向かって開口している。貯留部４９の容積は特に限定されないが、例えば、０.９０４μＬとすればよい。貯留部４９には、供給路５０の一方の端が連結される。供給路５０の容積は特に限定されないが、例えば、０.１４４μＬとすればよい。供給路５０の内部には検出部５１が配置される。

貯留部４９に溜められた血液は毛細管現象で供給路５０に導入され、検出部５１に導かれる。供給路５０の他端は空気孔５２に連結されている。空気孔５２の直径は、５０μｍ〜２５０μｍ程度とすればよい。空気孔５２の直径を小さくすれば、空気孔５２からの血液の過剰な流出が抑えられる。また、空気孔５２は、貯留部４９に皮膚が密着した状態において、貯留部４９内に負圧を加える負圧路としても作用する。

検出部５１上に載置された試薬５３は、検査対象に応じて適宜調製すればよい。例えば、０.０１〜２.０ｗｔ％ＣＭＣ（カルボキシルメチルセルロース）水溶液に、酵素（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となるようにそれぞれ添加して溶解させて調製した試薬溶液を、基板４６に配置された検出部５１上に滴下して、乾燥させて試薬５３とする。

血液センサ４２の貯留部４９は、面４９ａ（以下「天面」ともいう）で封鎖されている。

照射されたレーザ光が天面４９ａを透過するようにすれば、レーザ光によって穿刺された皮膚から流出した血液が、天面４９ａから流出することはなく、好ましい。天面４９ａをレーザ光が透過するには、カバー４８をレーザ光が透過できる材質（例えば、ガラスやポリイミドなどのプラスチックまたは樹脂系材料が含まれる）で形成すればよい。

また、照射されたレーザ光が天面４９ａを透過できない場合は、そのレーザ光が天面４９ａを穿孔できればよい。レーザ光が天面４９ａを穿孔する場合は、基板４６、スペーサ４７およびカバー４８は、同じ材質で形成されうる。

天面４９ａに形成された孔は、空気孔５２とともに、負圧手段が貯留部４９を負圧にするための負圧経路となることができる。

血液センサの第２の例
図９は、血液センサの第２の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２の貯留部４９の天面４９ａは封鎖されているが、一方、図９に示される血液センサ１０３の貯留部４９の天面は開放されている。

血液センサ１０３のカバー４８には孔１０３ｂが形成されている。孔１０３ｂの直径（例えば、１.０ｍｍ）は、貯留部４９の直径（例えば、２.０ｍｍ）よりも小さい直径であって、空気孔５２の直径（５０μｍ〜２５０μｍ）よりも大きいことが好ましい。孔１０３ｂは、貯留部４９の天面中央に位置することが好ましい。レーザは、孔１０３ｂを通過して皮膚を穿刺する。孔１０３ｂを設けることにより、レーザの減衰を抑制することができる。よって、照射するレーザのエネルギーを小さくすることができる。

孔１０３ｂは、空気孔５２とともに、負圧手段３４、１４０が貯留部４９を負圧にするための負圧経路となることができる。

図１０に示すように、孔１０３ｂの内側に生じる血液１６の表面張力が、皮膚穿刺により採取した血液１６のカバー上面への流出を抑制する。血液１６が貯留部４９の内部に行き渡る。したがって、適正量の血液１６を採取することができる。貯留部４９を満たした血液１６は、毛細管現象により供給路５０に流入される。

孔１０３ｂを撥水性にしておけば、血液１６は孔１０３ｂからさらに溢れにくくなる。よって、血液検査装置３１、３１ａの内部が血液で汚染されることはない。

血液センサ１０３のカバー４８の材質には、ポリエチレンテレフタート（ＰＥＴ）などを使用することもでき、基板４６やスペーサ４７と同様の材質を使用することができる。よって、材料管理が容易である。

レーザ光は貯留部４９の孔１０３ｂを通過するが、孔１０３ｂの中心を通過してもよく、孔１０３ｂの中心からずれた位置を通過させてもよい。例えば、レーザ光を、孔１０３ｂの中心から、供給路５０から遠い位置を通過させれば、皮膚１３から流出した血液１６が確実に貯留部４９の内部を満たした後に、供給路５０へ流入する。したがって、精度の高い測定ができる。

血液センサ１０３は、あらかじめ、貯留部４９の天面に孔１０３ｂが形成されている。このようにあらかじめ孔１０３ｂが形成されているので、穿孔すべき箇所にレーザの軸を合わせる必要がない。よって、血液センサユニット４４への血液センサ１０３の装着が容易となる。孔１０３ｂは０.０５〜０.２５ｍｍ程度と小さくすればよく、穿刺孔からの血液１６の流出を抑制することが好ましい。

本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおける血液センサ４２、１０３は、図８および図９に示されたように、貯留部４９と供給路５０を有することが好ましい。供給路５０の内壁面は親水性を有することが好ましい。検出部５１が配置された供給路５０に、血液をスムーズに送り込むためである。また、供給路５０の内壁面の親水性は、貯留部４９の内壁面の親水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液を、スムーズに供給路５０に供給するためである。

さらに、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおける血液センサ４２、１０３は、図８および図９に示されたようにカバー４８を有し、カバー４８は貯留部４９の天面を形成している。カバー４８の上面４８ａ、１０３ａ（レーザが照射される面）は、撥水性を有することが好ましい。また、カバー４８の上面４８ａ、１０３ａの撥水性は、貯留部４９の内壁面の撥水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液が、カバー４８に形成された孔（レーザ穿孔による孔または孔１０３ｂ）から流出するのを防止するためである。

血液センサの第３の例
患者の皮膚１３の湿り具合は、環境によって異なる。

一方、レーザで穿刺される皮膚１３は、適度な水分を有していることが好ましい。そこで、レーザ穿刺する前の皮膚１３の近傍をあらかじめ湿らすことにより、皮膚１３に適度の水分を与えて湿り具合を一定にすることが好ましい。安定した条件で測定を行うためである。

図１１には、血液センサ４２（詳細は図８を参照）の皮膚１３に当接する下面側に、水を貯留する水貯留部１９５を設けた血液センサ４２ａが示される。図１１に示された血液センサ４２ａは、レーザ光が照射された時、またはレーザ光が照射される前に負圧手段３４、１４０により皮膚が盛り上げられた時に、水貯留部１９５が破れて皮膚１３に定量の水をかけて、皮膚を湿らせる。水貯留部１９５は、例えば水が収容されたＰＥＴなどのプラスチック材の容器であるか、もっと柔らかいバッグでも可能であり、水を浸み込ませたスポンジまたは綿状の部材であってもよい。ただし、レーザ光が通過する透過部分１９６には、水貯留部１９５を配置しないことが好ましい。水によってレーザ光の強度が減少するためである。

血液センサの透視平面図１
図１２は、血液センサ４２の透視平面図である。血液センサ４２には、検出電極５４〜５７が配置され、貯留部４９から空気孔５２に向かって順に、検出電極５７（Ｈｃｔ（ヘマトクリット）極）、検出電極５６（対極）、検出電極５４（作用極）、検出電極５６（対極）、検出電極５５（検知極）とされている。検出部５１に検出電極５４〜５６が配置される。

検出電極５４〜５７のそれぞれは、接続電極５４ａ〜５７ａに接続される。接続電極５４ａ〜５７ａは、基板４６の外周にまで延びる。接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれには、接触部位５４ｂ〜５７ｂが設けられている。さらに、接続電極５６ａには、接触部位５６ｂに加えて接触部位５６ｃも設けられ、２つの接触部位が形成されている。基準電極５６ｄは、接続電極５６ａ以外の接続電極（５４ａ、５５ａ、５７ａ）に設けても構わない。

接触部位５４ｂ〜５７ｂ、および接触部位５６ｃは、センサ４２の外周近傍に略等間隔に配置される。

各接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのうち、接触部位５６ｂと接触部位５６ｃとは導通しており、その他の接触部位同士は絶縁されている。

接触部位５６ｃを基準接触部位、つまり基準電極５６ｄとして用いて、各接続電極を特定することができる。つまり、隣り合う接触部位の絶縁抵抗を電気回路部３６（図２参照）で測定し、絶縁抵抗が零となる接触部位を基準電極５６ｄと特定する。基準電極５６ｄを基準に、時計周りに接続電極５６ａ、接続電極５７ａ、接続電極５４ａ、接続電極５５ａを特定する。

このように血液センサ４２は基準電極５６ｄを有するので、各接続電極を特定することができる。よって、装置本体３９に配置された５つのコネクタそれぞれに、接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）が任意に接続されても、各接続電極が特定されて測定が可能となる。よって、血液センサ４２（または血液センサ４２を含む血液センサユニット４４）を対称形として、無造作に装置本体３９に装着することができ、装着作業が非常に容易となる。

基板４６の外周上には、位置合わせ凹部４６ｃを設けてもよい。位置合わせ凹部４６ｃに対応して、スペーサ４７とカバー４８のそれぞれ外周上には、位置合わせ凹部４７ｃ、４８ｃが設けられる。位置合わせ凹部４６ｃ〜４８ｃにより、血液センサ４２を血液センサユニット４４の所定位置に合わせて装着することができる。

血液センサの透視平面図２
図１３は、円形形状の血液センサの透視平面図である。図１３に示された血液センサ１０１は、接続電極５６ａから所定のパターンを介して基準電極５６ｄを形成した点で血液センサ４２（図１２参照）と相違している。以下において、この相違点を中心に説明する。

基準電極５６ｄには、基準接触部位５６ｃが設けられる。基準接触部位５６ｃおよび接触部位５４ｂ〜５７ｂはそれぞれ、外周近傍に等間隔で配置される。つまり、接触部位５４ｂ、５５ｂ、５６ｂ、５６ｃ、５７ｂで正五角形を形成している。

接続電極５６ａと基準電極５６ｄの間はレーザで加工されたパターン５６ｅで接続される。パターン５６ｅの幅を変えることにより、接触部位５６ｂと基準接触部位５６ｃとの間の抵抗値を変化させることができる。基準電極５６ｄは、接続電極５４ａ〜５７ａの位置を特定する基準となる。

基準電極５６ｄは、血液センサ１０１の製品仕様の識別に利用されうる。例えば、パターン５６ｅの抵抗値が２００オーム〜１０００オームであれば検量線１を、抵抗値が１０００オーム〜２０００オームであれば検量線２を、抵抗値が２０００オーム〜３０００オームであれば検量線３をそれぞれ用いると設定し、自動でそのセンサの検量線を認識し、最適な検量線を用いて血糖値を測定する。

基準電極は、検量線の自動認識のほかにも、種々の製品仕様の識別について利用されうる。例えば、Ａ社仕様、Ｂ社仕様のように、出荷先のユーザの識別に用いることもできる。

パターン５６ｅで種々の値を有するインダクタを形成し、このインダクタを発振器を構成する共振器に接続して、インダクタの値の相違により発振周波数を変化させて、種々の情報を持たせることができる。

基準電極５６ｄを設けることにより、血液センサユニット４４を血液検査装置３１、３１ａに装着するとき、装着方向を軸とする軸周りの角度を任意にして装着しても、各接続電極５４ａ〜５７ａを特定することができる。したがって、血液センサユニット４４の装着において、装着方向を目視などで合わせる必要がなく、装着が容易になる。

血液センサの透視平面図３
図１４は、四角形状をした血液センサの透視平面図である。図１４に示された血液センサ１０２の外形形状は四角形であるが、六角形や八角形などの多角形であってもよい。四角形や六角形にすると、材料取りの歩留まりが向上する。また、図１４に示したように、四辺のうちの一辺に血液センサユニット４４との位置合わせ凹部１０２ａを設けて非対称形にしてもよい。凹部１０２ａは、血液センサ１０２を血液センサユニット４４に取り付けるときの基準となる。また、凹部１０２ａに係合する血液センサユニット４４側の凸部１３０ｆ（図２５参照）を基準にして、アダプタ４０との位置合わせをすれば、基準電極５６ｄを設けなくても接続電極５４ａ〜５７ａ位置を特定することができる。

接触部位５４ｂ〜５７ｂは、四角形の基板１０２ｂの各角に設けられている。基板１０２ｂにはスペーサ１０２ｃおよびカバー１０２ｄが貼り合わされている。基板１０２ｂは基板４６に対応し、スペーサ１０２ｃはスペーサ４７に対応し、カバー１０２ｄはカバー４８に対応する（図８参照）。

血液センサの分解平面図
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａに具備される血液センサ４２（図８参照）の組み立ておよび材料について説明する。

図１５は、血液センサ４２の分解平面図である。図１５Ａはカバー４８の平面図、図１５Ｂはスペーサ４７の平面図、図１５Ｃは基板４６の平面図である。

図１５Ｃは、血液センサ４２を構成する円形をした基板４６の平面図である。基板４６の直径は、約８.０ｍｍとすればよい。基板４６の材質は、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）などの樹脂であり、厚さは約０.０７５〜０.２５０ｍｍ（例えば、０.１８８ｍｍ）である。

基板４６の上面には、検出電極５４〜５７、および検出電極５４〜５７のそれぞれから導出された接続電極５４ａ〜５７ａが一体的に形成されている。検出電極および接続電極は、金や白金、パラジウムなどを材料として、スパッタリング法または蒸着法により導電層を形成し、レーザ加工して形成すればよい。

基板４６の略中央に設けられた孔４６ａの直径は、約２.０ｍｍとすればよい。孔４６ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。

孔４６ａは、検出電極５４〜５７側から、凸金型を用いて打ち抜いて形成することが好ましい。検出電極５４〜５７側から打ち抜けば、検出電極５４〜５７に傷を付けにくいからである。また、打ち抜きにより孔４６ａにバリが生じたとしても、そのバリは下方（皮膚側）に向かう。したがって、貯留部４９からの血液１６の流出が防止される。基板４６の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４６ｃは、血液センサユニット４４の筒体４１ｅに形成された位置合わせ用凸部４１ｊ（ともに図１６参照）とかみ合う。よって、血液センサ４２の血液センサユニット４４への装着位置が決定される。

図１５Ｂは、スペーサ４７の平面図である。スペーサ４７の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。スペーサ４７の材質はポリエチレンテレフタレートなどの樹脂であればよく、その厚さは、０.０２５〜０.２５ｍｍ（例えば、０.１ｍｍ）であればよい。

スペーサ４７の略中央に設けられた孔４７ａは、直径２.０ｍｍであり、かつ基板４６に設けられた孔４６ａに対応する位置に設けられる。孔４７ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。貯留部４９は、孔４６ａと孔４７ａとで形成される。

孔４７ａから外周方向へ向かってスリット４７ｂが形成される。スリット４７ｂは、血液の供給路５０となる。スリット４７ｂの壁面と、それに対応する基板４６の上面も親水化処理されている。また、スリット４７ｂの幅は約０.６ｍｍとすればよく、長さは約２.４ｍｍとすればよい。その結果、供給路５０の容量は約０.１４４μＬとなる。

したがって、供給路５０の容量を小さくすれば、小容量の血液で血液検査ができるので、患者への負担も少なく、また患者へ与える恐怖心もない。

スペーサ４７の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４７ｃは、基板４６に形成された位置合わせ用の凹部４６ｃに対応した位置に形成される。

図１５Ａは、カバー４８の平面図である。カバー４８の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。カバー４８の厚さは、約０.０５０〜０.１２５ｍｍ（例えば、０.０７５ｍｍ）とすればよい。

カバー４８の材質は、レーザ光を吸収しない材質とすることができる。カバー４８の材質の例には、ガラスやポリイミドなどのプラスチックが含まれる。レーザ光がカバー４８で吸収されなければ、貯留部４９の天面４９ａを通過して、皮膚を穿刺することができる。レーザ光により天面４９ａが穿孔されないので、血液が孔から流出せず、装置本体３９の内部に血液１６が流入しない。

カバー４８の材質は、レーザ光を吸収する材質であってもよい。その場合には、照射されたレーザ光によってカバー４８が穿孔されるか、または、レーザ光を照射する前に、カバー４８にレーザ光が貫通するための孔を形成しておけばよい。

空気孔５２は、供給路５０の先端部に対応して設けられる。空気孔５２の直径は、５０μｍである。

基体４５の上面を形成するカバー４８の上面４８ａ（図８参照）は撥水化処理されていることが好ましい。供給路５０の天面は親水化処理されていることが好ましい。また、貯留部４９の天面４９ａは、供給路５０よりも弱い親水化処理をされているか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水化処理をされていることが好ましい。

親水性を弱めるには、例えば、疎水性材料に施された親水性化材を除去して、疎水性を強めればよい。親水化材の除去は、例えば、ＵＶ（紫外線）照射により親水化材を分解して行う。貯留部４９の天面４９ａは、疎水性の素材をそのまま用いることができる。

材料の撥水化は、その材料に撥水化材を混入すればよい。また、親水性材料の表面に適量の撥水化材を塗布してもよい。なお、撥水性の程度を調整するには、混入する撥水化材の量を調整すればよい。

血液センサ４２の各部材の親水性または疎水性は、以下のようにして調整することができる。

あらかじめカバー４８の上面４８ａに撥水化処理を行う。一方、カバー４８の下面には親水化処理を全面に施す。カバー４８の下面には、供給路５０の天面が含まれる。次に、基板４６とスペーサ４７とカバー４８を貼り合わせる。これらを貼り合わせた後に、貯留部４９の開口から短波長のＵＶを照射して、天面４９ａの親水性材料を分解除去する。

以上のように製造された血液センサ４２は、カバー４８の上面４８ａを撥水性にし、かつ供給路５０の内面を親水性にすることができる。また、貯留部４９の内面は、供給路５０よりも弱い親水性を、または上面４８ａよりも弱い撥水性を有しうる。

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２.５：１.３：１とされている。これにより、血液センサ４２を薄型化しながら、しかも十分な血液を溜める貯留部４９を形成することができる。また、スペーサ４７の厚み（０.１００ｍｍ）によって、供給路５０の毛細管現象の効果も十分に得ることができる。

血液センサ４２は、貯留部４９の容積（０.９０４μＬ）と供給路５０の容積（０.１４４μＬ）の比を略６：１とすればよいが、特に限定されない。したがって、血液１６の不足により検査が不正確になることはない。また、貯留部４９の容積は、必要とする供給路５０の容積に対して大き過ぎることはなく、血液１６が大量に供給路５０を流れて、試薬５３（図８参照）を押し流すこともない。したがって、血液１６の流れが律速状態となり、試薬５３の溶融性にばらつきが生じることはなく、正確な血液１６の検査ができる。

また、採取する血液１６の量は、血液１６の検査に必要十分な微小容量に設定されたものであり、供給路５０の容積の約６倍の血液１６を採取するのみである。したがって、患者にかける負担を極めて少なくすることができる。正確な測定のための血液１６の採取量と、患者への負担を少なくするための血液１６の採取量とを勘案して、貯留部４９の容積は、供給路５０の容積の５倍以上、かつ７倍以下であることが好ましい。

血液センサユニットについて
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおける血液センサ４２は、血液センサユニット４４に含まれていてもよい。血液センサユニット４４は、装置本体３９に着脱可能であり、交換可能な部材である。

図１６は、血液センサユニット４４とその近傍の断面図である。血液センサユニット４４は、上下方向が共に開口した円筒形状のホルダ４１と、ホルダ４１内を塞ぐように設けられた装着部４１ｂとによって、断面を「Ｈ」形状に構成されている。

ホルダ４１の材質は、射出成形されうる樹脂が好ましく、例えば、ＡＢＳ樹脂やＡＳ樹脂、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレンテレフタートなどの熱可塑性樹脂、または、フェノール樹脂やエポキシ樹脂、シリコン樹脂などの熱硬化性樹脂などが例示される。

装着部４１ｂには血液センサ４２が装着されている。血液センサ４２は着脱可能であってもよい。図１６では、血液センサ４２が、装着部４１ｂの上側（レーザ発射装置３３側）に装着されているが、装着部４１ｂの下側（穿刺される皮膚１３側）に装着されていてもよい。

装着部４１ｂの中央には、貯留部４９に対応して窓４３を設けることが好ましい。窓４３の開口部面積は、貯留部４９の開口部面積よりも大きいことが好ましい。さらに、装着部４１ｂの上側と下側を貫通する負圧路４１ｃが設けられる。負圧路４１ｃは、例えば、血液センサ４２の外周とホルダ４１の内周側との間に設けられていればよい。

装着部４１ｂよりも下側の筒体４１ｄは、皮膚１３との間に負圧室６０を形成する。また、血液センサユニット４４の装着部４１ｂよりも上側の筒体４１ｅの内壁は、アダプタ４０の外側に係止する。

アダプタ４０の内側にはコネクタ６１が設けられる。コネクタ６１は、それぞれ独立した複数本（例えば、５本）のコネクタ６１ａ〜６１ｆからなる。血液センサユニット４４をアダプタ４０に装着すると、コネクタ６１ａ〜６１ｆが、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれに接触する。コネクタ６１ａ〜６１ｆの信号は電気回路部３６に導かれる。

筒体４１ｄの先端４１ｈに設けられた第１の皮膚接触センサ６２は、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接したことを検知する。第１の皮膚接触センサ６２も、ホルダ４１内に配置された導体６２ａを介して、アダプタ４０に設けられた接続部６２ｃに接続し、さらにアダプタ４０側の導体６２ｂに接続される。導体６２ｂは電気回路部３６に導かれている。

筒体４１ｄの先端４１ｈの互いに異なった部位（図１６では筒体４１ｄの中心を通る直線上）に、複数個（例えば、２個）の導体からなる第１の皮膚接触センサ６２を設けることが好ましい。第１の皮膚接触センサ６２の２個の導体間の抵抗値を測定することにより、皮膚１３への当接を検知する。このため、皮膚１３が隙間なく確実に血液センサユニット４４の先端に当接したことを検知することができる。第１の皮膚接触センサ６２が皮膚の接触を検知しない限り、レーザ光を発射できなくすることが好ましい。第１の皮膚接触センサ６２は、機構式のマイクロスイッチや、反射型の光学スイッチなどであってもよい。

レーザ発射装置３３からレーザ光が発射されると、レーザ光により皮膚１３内の毛細血管が傷付けられ、血液１６が流出する。流出した血液１６は貯留部４９に溜められる。

血液センサユニット４４の筒体４１ｄとアダプタ４０とには、血液センサユニット４４の装着を容易にするためのガイド部が設けられていてもよい。図１７は、血液センサユニット４４のアダプタ４０への挿入をガイドするガイド部６３の要部展開正面図である。筒体４１ｄの内側に凸部４１ｆが形成され、アダプタ４０の外側に凸部４０ｆが形成される。凸部４１ｆおよび凸部４０ｆの端の先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは、それぞれ鋭角とされている。先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは互いに向かい合う。凸部４０ｆとその先端部４０ｇ、および凸部４１ｆとその先端部４１ｇとで、ガイド部６３を形成する。

血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入するときに、互いの位置が多少ずれていたとしても、血液センサユニット４４はガイド部６３に沿って進路を修正しながら挿入される（矢印６４参照）。その結果、アダプタ４０に設けられたコネクタ６１ａ〜６１ｆと、センサ４２に設けられた接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのいずれかとが、確実に接触する。したがって、血液センサユニット４４を、挿入方向を軸とする回転角度を考慮することなく挿入することができるので、血液センサユニット４４の装着が容易になる。

図１８は、血液センサユニットの斜視図である。図１８に示された血液センサユニット１１０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１１０は、その断面が「Ｈ」形状である円筒状である。血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの内側には、血液センサ（血液センサ４２、１０１、１０２、１０３のいずれでもよい）の接触部位の信号を、電気回路部３６へ伝達する５本のコネクタ１１１が設けられていてもよい（ただし、血液センサ１０２の場合には４本のコネクタでよい）。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａの上端でアダプタ４０に接続され、このアダプタ４０を介して電気回路部３６に導かれる。

コネクタ１１１をアダプタに設けて、コネクタ１１１を血液センサユニット１１０の血液センサの接触部位に接触させてもよい。

ホルダ１１０ａの開口を塞ぐように設けられた装着部１１０ｂの裏側（下端１１０ｈ側、つまり穿刺される皮膚が配置される側）に、血液センサ４２が装着される。装着部１１０ｂの略中央に設けられた窓１１０ｃは、血液センサ４２の貯留部４９の位置に対応して設けられる。レーザは、窓１１０ｃと貯留部４９を通過して、皮膚１３を穿刺する。

装着部１１０ｂに設けられた空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の空気孔５２と対応した位置に設けられる。空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の供給路５０に血液１６を流入させたり、貯留部４９に負圧を加えたりするために設けられる。

アダプタ４０と係合する係合部１１０ｅの弾性で、アダプタ４０に血液センサユニット１１０が係合する。ホルダ１１０ａには、互いに対向する２つの係合部１１０ｅが設けられる。係合部１１０ｅは、その両隣にスリットを形成して弾性を付与し、ホルダ１１０ａと一体的に形成されている。したがって、係合部１１０ｅを低価格で製造することができる。

装着部１１０ｂの上面には、消臭部材置場１１０ｆが同心円状に設けられる。消臭部材置場１１０ｆには消臭部材が載置される。レーザ穿刺をした場合、皮膚１３が炭化して臭いを生じることがあるので、この臭いを消臭部材（脱臭剤など）で消臭することができる。また、装着部１１０ｂの上面には、血液溜り１１０ｇが同心円状に設けられる。したがって、血液センサ１０３（図８参照）の孔１０３ｂから血液１６が溢れ出たとしても、血液１６は血液溜り１１０ｇに滞留するので、血液１６が血液検査装置３１、３１ａの本体部を汚すことを防止することができる。

図１９は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の一構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈの端部は患者の皮膚１３に当接して、負圧室６０を形成する。下端１１０ｈは、皮膚１３との密着性が要求される。そこで、下端１１０ｈは鋭角に尖った２本の同心円上の線１１０ｊで形成されていてもよい。線１１０ｊは皮膚１３と線接触により確実に当接するので、負圧室６０の密室性は保たれる。線１１０ｊは２本である必要はなく、１本でも２本以上の複数本でもよい。

また、２本の同心円上の線１１０ｊの間に形成される溝に毛細管機能を付与すれば、測定後の余分な血液１６は、前記溝に吸引される。よって、拭き取り用の紙などを準備する必要がない。

図２０は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の他の構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈには、ゴムやシリコン、ウレタン、スポンジなどの弾性体で形成された同心円状の当接部１１０ｋが形成されている。したがって、当接部１１０ｋは、その弾性によって皮膚１３と密着し、負圧室６０の密室性が保たれる。当接部１１０ｋの接触面は、皮膚１３との当接面積を大きくするため、平面であることが好ましい。

当接部１１０ｋをスポンジなどの吸水性を有する吸収部材で形成すれば、穿刺により流出した余分な血液１６を測定後に拭き取ることができる。そのため、拭き取り用の紙などを準備する必要がなくなる。また、吸収部材に消毒薬を加えれば衛生的である。

皮膚１３の湿り具合は、季節などの外部環境によって変化する。したがって、穿刺する皮膚１３の近傍の湿り具合は一定にすることが好ましい。したがって、穿刺の前に、あらかじめ皮膚１３に適度の水分を与えて皮膚を湿らすことにより、安定した条件で測定を行うようにしてもよい。

そこで、図２１に示されたように、血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの下端１１０ｈの全周に渡って、水を含ませた水貯留部１９７を設けて、あらかじめ穿刺部付近の皮膚１３を水に浸してからレーザで穿刺するようにしてもよい。水貯留部１９７は、スポンジなどの弾性を有する多孔質材料であればよい。

図２２は、血液センサユニット１１０の断面図である。図２２に示すように、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂの下面に血液センサ４２が配置され、装着部１１０ｂに保持される。皮膚１３は、負圧手段３４、１４０（図２、図３など参照）によって盛り上げられて、血液センサ４２に密着する。血液センサ４２は、装着部１１０ｂにより保持されているので、密着する皮膚１３によって歪みにくい。コネクタ１１１は、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに接触する。ホルダ１１０ａには、アダプタ４０に対応するガイド部６３（図１７参照）が設けられていることが好ましい。

本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは負圧手段３４、１４０を有し、負圧手段３４、１４０は血液センサユニット１１０の内部を負圧にする。その負圧経路として、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂに、溝１１０ｆを形成してもよい。溝１１０ｆは、ホルダ１１０ａの装着部１１０ｂの外周側から、装着部１１０ｂの略中央に形成された窓１１０ｅに延びる。負圧を加えると、溝１１０ｆも負圧にされて、血液センサ４２は装着部１１０ｂに密着し、負圧を大気開放すると、血液センサ４２は装着部１１０ｂから外れる。

コネクタ１１１は、血液センサ４２と接触面１１１ａにおいて接触する。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａに内蔵され、装着部１１０ｂの一部に割り込むように形成されている。これにより、血液センサ４２の上面に形成された接続電極の接触部位とコネクタ１１１に設けられたコンタクト部（ともに図示せず）とが接続する。

血液センサ４２の下面に第２の皮膚接触センサ１１０ｍを設けてもよい。これにより、負圧室６０の負圧により皮膚１３が第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接したことを検知する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、例えば、対電極で構成すればよい。第２の皮膚接触センサ１１０ｍが、皮膚との接触を検知しない限り、レーザが発射できないようにすることが好ましい。

前記当接を検知した時点で、負圧手段３４による負圧室６０への負圧を停止してもよい。このように負圧手段３４を制御することにより、負圧電力を無駄にせずに最適に制御できる。

さらに、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈに第１の皮膚接触センサ６２を設けてもよい。

図２３は、他の血液センサユニットの断面図である。図２３に示された血液センサユニット１２０は、特に説明のない限り、血液センサユニット１１０と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１２０は、ホルダ１２０ａの開口を塞ぐように形成された装着部１２０ｂの上側に、血液センサ４２が載置される点で、血液センサユニット１１０と相違する。電気回路部３６に接続されているコネクタ６１は、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）と導通する。

断面「Ｈ」形状に形成された血液センサユニット１２０の装着部１２０ｂの上方空間と下方空間は、負圧路１２０ｃで連通される。下方空間は負圧室６０を形成している。第１の皮膚接触センサ６２が、ホルダ１２０ａの下端１２０ｈに設けられる。また、図示されないが、装着部１２０ｂの下面に第２の皮膚接触センサ１２０ｍが設けられていてもよい。

血液センサ４２を装着部１２０ｂの上面に装着すれば、コネクタ６１と、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）との接触圧を大きくすることができる。また、血液センサ４２の装着部１２０ｂへの装着が容易となる。

血液センサ４２および装着部１２０ｂで区切られた、装置本体３９側の空間（同図中の上部空間）と、皮膚１３側の空間（同図中の下方空間）とは、負圧路１２０ｃを介して連通される。皮膚１３に負圧を加えるときには、この負圧路１２０ｃを介して皮膚１３側の空間を負圧にすることができる。また、負圧を大気開放すると、負圧路１２０ｃを介して装置本体３９側の空間に空気がすばやく流入する。よって、血液センサ４２に取り込まれた血液が、装置本体３９側に飛散することを防止することもできる。

負圧路として、装着部１２０ｂの上側に溝１２０ｆを形成してもよい。溝１２０ｆは、ホルダ１２０ａの装着部１２０ｂの外周側から、装着部１２０ｂの略中央に形成された窓１２０ｅに延びる。溝１２０ｆがあれば、装着部１２０ｂを貫通する孔を設ける必要がなくなる。

図２４は、さらに他の血液センサユニットの断面図である。図２４に示された血液センサユニット１３０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。ここでは、血液センサユニット１３０の装着部１３０ｂの上面に、センサ４２が装着される。ホルダ１３０ａの下端１３０ｄの内径は、上端１３０ｃの内径よりも小さい。

装着部１３０ｂの下方に形成される負圧室６０の開口部１３０ｅの直径は、２〜２０ｍｍが好ましく、３〜１０ｍｍがより好ましく、５〜７ｍｍがさらに好ましい。穿刺する皮膚への負圧効率を高めるためである。また、上端１３０ｃの外形よりも下端１３０ｄの外形を小さくすれば、複数の血液センサユニット１３０を縦に積層して、効率良く収納することができる。一般的に、血液センサ４２はある程度の大きさを必要とするので、上端１３０ｃの外形は小さくしにくいことがある。

また、ホルダ１３０ａの内側に血液センサ４２方向に突出して設けられた係止凸部１３０ｇは、血液センサ４２を係止して、ホルダ１３０ａからの外れを防止する。

図２５は、血液センサユニット１３０の平面図である。血液センサユニット１３０のホルダ１３０ａには、血液センサ４２の位置合わせ用の凹部４６ｃ、４７ｃ（図１５参照）に嵌合する凸部１３０ｆが２つ形成されている（略１２０度の角度）。ホルダ１３０ａの凸部１３０ｆと、血液センサ４２の位置合わせ用凹部４６ｃとで、血液センサユニット１３０内における血液センサ４２の配置位置が決定される。血液センサ４２が適切に配置された血液センサユニット１３０は、アダプタ４０に対して、ガイド部６３（図１７参照）により所定位置に装着される。このようにして、血液センサ４２の検出電極５４〜５７の信号は、電気回路部３６に伝えられる。

凸部１３０ｆは１つでもよいが、その場合には、装着部１３０ｂを、血液センサ４２を嵌入できるような構造にしておくことが好ましい。

レーザの焦点について
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、穿刺手段としてレーザを用いており、装置本体３９にはレーザ発射装置３３が収納される（図２など参照）。発射されたレーザ光は、焦点レンズで集光されて皮膚１３に照射される。本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおいて、レーザ光は、例えば、血液センサ４２の面の近傍に集光されることが好ましい。前述の通り、穿刺される皮膚１３は負圧手段３４、１４０によって吸引されて、血液センサ４２に密着するので、血液センサ４２の面の近傍に集光されたレーザ光は、皮膚１３を効果的に穿刺することができる。

レーザ光の焦点は、血液センサ４２の面上にあってもよく、血液センサ４２の面よりも皮膚１３側にあってもよく、または血液センサ４２の面よりもレーザ発射装置３３側にあってもよい。図２６には、レーザアライメントペーパ（ZAP-IT社：Z-48）を用いて、「バーンパターン径（ｍｍ）」（Ｙ軸）と「レーザ焦点からの、穿刺しようとする対象（穿刺対象：ここではレーザアライメントペーパ）の距離（ｍｍ）」（Ｘ軸）との関係を調べた結果が示される。「バーンパターン径」とは、レーザ光を照射したときに開けられる穴の径である。

図２６は、本発明の血液検査装置におけるレーザ光の焦点位置からの穿刺対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）との関係を示すグラフである。

図２６に示されたグラフのＸ軸において、レーザ光の焦点位置が「０」である。マイナス（「−」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３側に穿刺対象位置を設定している場合を示し、プラス（「＋」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３から遠い側に穿刺対象位置を設定している場合を示している。

レーザの出力強度は、６０ｍＪ、８０ｍＪ、１００ｍＪ、１２０ｍＪの４種類とした。出力強度が大きいほどバーンパターン径が大きくなるが、いずれの出力強度においても、焦点の穿刺対象からの距離（Ｘ）とバーンパターン径（Ｙ）との関係は相似している。

Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、穿刺対象位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンでは、穿刺対象位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。このことは、穿刺対象位置と相対関係にあるレーザ光の焦点位置においても言える。

つまり、穿刺対象位置が固定されている場合などは、Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、レーザ光の焦点位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンは、レーザ光の焦点位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。

バーンパターン径が大きくなるようにレーザ光の焦点位置がずれれば、穿刺がされないので、安全性が高まる。例えば、Ｂゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置にまでレーザ発射位置に近づかない限り穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が十分に吸引されて盛り上げられない限り、穿刺がされない。

また、Ｃゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置よりもレーザ発射位置に近づくと穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が必要以上に吸引されて盛り上げられても穿刺がされない。

また、血液センサ４２に溶融しやすいフィルムなどを配置した場合は、血液センサ４２に焦点を合わせない方がよい場合がある。フィルムが溶解してレーザのエネルギーが消費されるためである。よって、ＢゾーンまたはＣゾーンに焦点を合わせることが好ましいこともある。

負圧室について
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは負圧手段３４、１４０を有し、装置本体３９には負圧手段３４、１４０の構成要素として機械式吸引ポンプ３４ａ（図２）または手動式吸引ポンプ１４１（図３）などが収容される。負圧手段３４、１４０は、負圧室６０を負圧して、被穿刺部位である皮膚１３を吸引して盛り上げることによって、血液センサ４２に密着させる。

上述のように、負圧手段３４は、吸引ポンプ３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂおよび大気開放スイッチ３４ｃで構成され（図２参照）、負圧手段１４０は、ポンプ弁ユニット１４３および大気開放スイッチ１４４に加えて、手動ポンプ１４１および手動ポンプノブ１４２で構成されている（図３参照）。「負圧手段」という用語は、広義では、ポンプ（吸引ポンプまたは負圧ポンプ）や弁（負圧弁または開放弁）などに加えて負圧経路なども含んでいる。また、ここで、「負圧手段を駆動する」とは、ポンプおよび弁を駆動することをいい、「負圧を開放する」とは、弁を開いて外気圧（例えば、大気圧）を導入することをいう。

図２７および図２８には、負圧室（吸引室）と負圧経路が示される。図２７は、負圧室が最大の場合の負圧経路を示し、図２８は、負圧室が最小の場合の負圧経路を示す。図２の血液検査装置３１を例にとって説明すると、図２７に示される吸引室６０ａおよび図２８に示される吸引室６０ｂは、いずれも、装置本体３９の内部空間であって、レーザ発射装置３３のレーザ発射口３３ｃよりも血液センサ４２側の空間に設けられる。負圧室６０は、測定時に皮膚１３が血液センサユニット４４に当接して負圧状態となる空間を広く意味し、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに加えて、血液センサユニット４４の内部空間も含まれる。負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、図２７および図２８に示されるように、例えば、ポンプ３４ａにより吸引され（つまり、負圧にされ）、弁３４ｂにより負圧が解除される。

負圧室６０を小さくすれば、負圧の発生に必要なエネルギーが少なくなり、かつ検査に必要とされる時間も短くなる。よって、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａの内部の負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、レーザ発射装置３３のレーザ発射口３３ｃよりも血液センサ４２側に設けられた壁によって、仕切られていることが好ましい。

具体的には、吸引室６０ａ、６０ｂを仕切る壁（負圧用仕切りまたは隔壁）７０は、レーザ発射口３３ｃと同じ位置に配置されていてもよく，または、焦点レンズ３３ｈと同じ位置に配置されている（つまり、壁と焦点レンズ３３ｈが一体となっている）か、もしくは焦点レンズ３３ｈ自体が壁となってもよい。図２７および図２８にそれぞれ示される例は、後者の場合である。また、負圧室６０の容量を小さくするため、吸引室の形状を錘状にしてもよい（図２８の吸引室６０ｂ参照）。装置本体３９には、吸引室６０ａ、６０ｂに連通する負圧路７１が設けられ、この負圧路７１はポンプ３４ａの吸引口に連結されている。血液センサ４２内には、上述のように、負圧経路７２としても機能する貯留部４９、供給路５０および空気孔５２が設けられている。吸引室６０ａ、６０ｂは、血液センサ４２内のこの負圧経路７２とも連通している。特に図２８の構成例では、吸引室６０ｂと空気孔５２とをつなぐ微細な負圧経路７３が、装置本体３９にさらに設けられている。負圧経路７２、７３（ただし、貯留部４９の部分は除く）は、容積がほとんど零に等しい微細流路である。

血液検査装置３１、３１ａにおいて、レーザ光８０の経路上に位置する内部空間として、図２９および図３０に示されるように、大別して３つの内部空間Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３を考えることができる。内部空間Ｖ_１は、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄの前面と焦点レンズ３３ｈの間の空間である。内部空間Ｖ_２は、焦点レンズ３３ｈと血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）の間の空間であって、図２７および図２８の構成例では、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに対応している。内部空間Ｖ_３は、血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）と皮膚当接面７４の間の空間であって、主として、血液センサユニット４４の内部空間に対応している。

例えば、焦点レンズ３３ｈの径は、φ５〜１５ｍｍである。焦点レンズ３３ｈから血液センサ４２までの距離は、１０〜３０ｍｍである。また、血液センサ４２からホルダ４１の下面（＝皮膚接触面）までの距離は、１.５〜２ｍｍであり、血液センサ４２およびホルダ４１の径は、φ６〜１０ｍｍである。図２７に示される負圧室６０は、Ｖ_２とＶ_３で構成され、吸引室６０ａの容積を最大にした場合、実際には装置本体３９の内部形状は傾斜部分がほとんど無くなるため、Ｖ_２部分は簡易的に円筒形で近似でき、Ｖ_３部分も同様に円筒形であるため、約５.５ｃｃの容量とすることができる（図２９の破線で囲んだ領域を参照）。また、図２８に示される負圧室６０も、Ｖ_２とＶ_３で構成されるが、吸引室６０ｂの容積を最小にした場合、Ｖ_２部分は円錐形になり、負圧経路部分は無視でき、Ｖ_３部分は上記と同様であることから、約０.４５ｃｃの容量とすることができる（図３０の破線で囲んだ領域を参照）。

電気回路について
図３１は、電気回路部３６のブロック図である。図２８において、５４ｂ〜５７ｂおよび５６ｃは、血液センサ４２に形成された接触部位である。接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃは、コネクタ６１ａ〜６１ｆを介して、切換回路７１に接続される。切換回路７１の出力は電流／電圧変換器７２の入力に接続されている。電流／電圧変換器７２の出力は、アナログ／デジタル変換器（以下「Ａ／Ｄ変換器」という）７３を介して、演算部７４の入力に接続されている。演算部７４の出力は、液晶で形成された表示部３７に接続されている。また、切換回路７１には基準電圧源７８が接続されている。基準電圧源７８はグランド電位であってもよい。

制御部７６の入出力は、切換回路７１の制御端子、演算部７４、穿刺ボタン７５、送信部７７、タイマ７９、レーザ発射装置３３、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａ）および第１の皮膚接触センサ６２に接続され、図示されない警報手段や第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）にも接続されている。演算部７４の出力は、送信部７７の入力にも接続されている。負圧手段３４（特にポンプ弁ユニット３４ｂ）の吸引口は、負圧路７１を介して負圧室６０と血液センサユニット４４の内部に導かれている。

ここで、電気回路部３６の動作を説明する。

血液検査の前に、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれが、コネクタ６１ａ〜６１ｆのいずれに接続されているかを特定する。まず、制御部７６の指令により、コネクタ６１ａ〜６１ｆのうち、隣り合う端子間の電気抵抗が零である接触部位５６ｃを特定する。特定された接触部位５６ｃに接続されている接続電極を基準電極５６ｄであると決定する。接触部位５６ｃに接続されたコネクタ６１を基準として、順に接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａに接続するコネクタ６１であると特定する。このようにして、接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれに接続されたコネクタ６１を特定する。

その後に血液検査を行う。まず、切換回路７１を切り換えて、血液成分量を測定するための作用極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、血液１６の流入を検知するための検知極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。

そして、検出電極５４と検出電極５５との間に、一定の電圧を印加する。この状態で、血液１６が検出部５１に流入すると、検出電極５４と５５との間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に向かって出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、血液１６が十分に流入したことを検出する。

あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合は、警報手段を働かせて警報するとともに処置の内容を表示部３７に表示してもよい。

次に、血液成分であるグルコースの測定が行われる。グルコース成分量の測定は、まず制御部７６の指令により切換回路７１を切り換えて、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５４を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２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５６を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。

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７２および基準電圧源７８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７６の指令により、検出電極５４と検出電極５６との間に、一定の電圧（０.２〜０.５Ｖ）を印加する。そして、検出電極５４と検出電極５６との間に流れた電流を、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換する。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、グルコース成分量を求める。

グルコース成分量の測定後に、Ｈｃｔ（ヘマトクリット）値の測定が行われる。

まず、制御部７６からの指令により切換回路７１を切り換える。Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極５７を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２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５４を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。

次に、制御部７６の指令により、検出電極５７と検出電極５４との間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。検出電極５７と検出電極５４との間に流れる電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換される。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、Ｈｃｔ値を求める。

得られたＨｃｔ値とグルコース成分量を用いて、あらかじ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値で補正する。補正された結果は表示部３７に表示される。

また、補正された結果は、送信部７７からインスリン（治療薬の一例として用いた）を注射する注射装置に向けて送信されてもよい。電波を用いて送信してもよいが、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。注射装置に送信された測定データに基づいて、インスリンの投与量を注射装置が自動的に設定できるようにすれば、投与するインスリン量を患者自身が注射装置に設定する必要がなくなり、煩わしさが軽減される。また、人為手段を介さずにインスリン量を注射装置に設定することができるので、設定ミスが防止される。

以上、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａを用いてグルコースを測定する例を説明したが、グルコース以外の血液成分（乳酸値やコレステロールなど）の測定にも、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは有用である。

測定ステップのフロー１
図２に示された血液検査装置３１を用いた血液検査のフローを、図３２を参照して説明する。

まず、血液センサユニット４４を、血液検査装置３１に装着する（ステップ８１）。このステップ８１では、血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入する。挿入により、アダプタ４０の先端が血液センサユニット４４の装着部４１ｂに当接する。血液センサユニット４４は、そのホルダ４１の弾性で、アダプタ４０に係止される。

次に、血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａの特定を行う（ステップ８２）。ここでは、電気回路部３６で、隣り合うコネクタ６１ａ〜６１ｆ間の抵抗値から基準電極５６ｄを特定する。そして、特定された基準電極５６ｄから時計回りに接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａと決定する。このように、任意の角度で挿入された血液センサユニット４４の血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａが、ステップ８２で特定され、その結果、検出電極５４〜５７が特定される。

次に、血液センサユニット４４の先端４１ｈを患者の皮膚１３に押し当てて密着させる（ステップ８３）。皮膚１３の先端４１ｈへの接触を、第１の皮膚接触センサ６２が検知すると、負圧手段３４の吸引ポンプ３４ａが動作して負圧の発生を開始する。このとき、吸引ポンプ３４ａに加わる負荷電流を制御部７６で検出して、穿刺可能な負圧か否かを表示部３７に表示してもよい。負荷電流を検出する代わりに、負圧が発生してからあらかじめ定められた時間をタイマ７９で計測して、表示部３７に穿刺が可能であるか否かを表示してもよい。

また、第２の皮膚接触センサ１５０ｍが設けられていれば、負圧の吸引による皮膚１３の盛り上がりを検知できる。該検知を、表示部３７に表示してもよい。

このように、レーザ穿刺するときに皮膚１３に負圧を加えると、弛緩していた皮膚１３が緊張状態になるので、穿刺による傷が小さくても、血液１６を効率良く採取することができる。よって、患者に与える苦痛が軽減される。また、負圧により皮膚１３を所定位置にまで盛り上げて位置を規定（規制）すれば、照射するレーザ光を正確に集光することができる。

次に、穿刺ボタン７５を押下する（ステップ８４）。穿刺ボタン７５の信号は電気回路部３６で認識される。電気回路部３６がレーザ発射装置３３を駆動すると、レーザが皮膚１３に向けて発射される。レーザでの穿刺電圧を、約３００Ｖとすれば、患者に与える苦痛は少なくなる。

次に、採血を行う（ステップ８５）。レーザでの穿刺により患者の皮膚１３から流出した血液１６を、血液センサ４２の貯留部４９に貯留する（図８など参照）。貯留部４９に貯留された血液１６は、毛細管現象によって供給路５０に浸入し、検出部５１に導かれる。検出部５１に導かれた血液１６が、検知極としての検出電極５５に達すると、測定に必要な量の血液１６が得られたと判断される。このときに負圧手段３４を停止してもよく、あるいは、皮膚接触センサ６２が皮膚の非接触を検知してから負圧手段３４を停止してもよい。

一方、あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合（検出電極５４と検出電極５５間の抵抗で検出する）には、警報手段を作動させて警告するとともに、適切な処置内容を表示部３７に表示してもよい。

次に、グルコースの測定を行う（ステップ８６）。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５４を作用極とし、検出電極５６を対極として、両検出電極５４、５６の間に電圧を印加して、グルコース測定を行えばよい。

さらに、Ｈｃｔ値の測定を行う（ステップ８７）。検出電極５７を作用極とし、検出電極５４を対極として、両検出電極５４、５７の間に電圧を印加すれば、Ｈｃｔ値に依存する電流が検出される。この電流に基づいてＨｃｔ値を測定できる。

最後に、血液成分の補正を行う（ステップ８８）。つまり、ステップ８７で検出したＨｃｔ値を用いて、ステップ８６で得られたグルコース量を補正する。補正後、その結果を表示部３７に表示する。以上のステップにより、血糖値測定が終了したら使用済み血液センサユニット４４は廃棄する。

測定ステップのフロー２
図３３は、測定ステップのフローチャートを、より詳細に模式的に説明する図である。

図３３において、ステップ１５１は、血液検査装置３１のアダプタ４０に血液センサユニット４４を装着する前の状態を示す。ステップ１５２は、ガイド部６３（図７参照）に沿って血液センサユニット４４をアダプタ４０へ挿入した状態を示す。ステップ１５３は、コネクタ６１を押し下げて、コネクタ６１がセンサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに当接した状態を示す。

次に、ステップ１５４に移行して、血液検査装置３１のメインスイッチを起動する。すると、自動的に電気回路部３６が基準電極５６ｄを検出し、検出電極５４〜５７を特定する。その後、表示部３７が、測定準備が完了したことを表示する。

ステップ１５５では、血液検査装置３１を穿刺する皮膚１３に、血液センサユニット４４の端部を当接させる。図３３において、ステップ１５５以降については、血液検査装置３１の装置本体３９を省略して、血液センサユニット４４のみを示す。ステップ１５６では、血液検査装置３１を患者の皮膚１３に当接させる。この皮膚１３への当接は第１の皮膚接触センサ６２が検出する。

第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、ステップ１５７に移る。そして、負圧手段３４が動作を開始し、矢印１５７ａに示すように負圧室６０を吸引する。吸引の結果、皮膚１３が盛り上る。手動式の負圧手段１４０の場合は（図３参照）、表示部３７に手動開始の旨の表示がなされ、患者が手動ポンプノブ１４２の操作を開始する。

負圧が加えられると、ステップ１５８に示すように皮膚１３はさらに盛り上がり、第２の皮膚接触センサ（皮膚接触電極）１１０ｍに当接する。

第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサユニット４４の下面に装着された血液センサ４２の裏面に形成されるか（図２２参照）、または、血液センサユニット４４の上面に血液センサ４２が装着される場合は、装着部１２０ｂの下面に形成される（図２３参照）。

第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサ４２への皮膚１３の接触を検知できればよいので、電極の代わりに、光センサや機構スイッチ、電気抵抗検出素子などを用いてもよい。

ステップ１５９では、負圧室６０における皮膚１３の吸引を停止する。なお、第２の皮膚接触センサ１１０ｍがない場合は、負圧手段３４の動作開始からあらかじめ定められた時間の経過後に、吸引を停止すればよい。経過時間は電気回路部３６のタイマ７９で計測すればよい。

次に、ステップ１６０に移り、皮膚１３にレーザ光を照射して穿刺する。穿刺により、皮膚１３からは血液１６が流出する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍが皮膚１３を検知すると、自動的に穿刺が行われてもよい。また、皮膚１３の当接を表示部３７に表示することにより、患者が穿刺ボタン７５（図２９参照）を押下するようにしてもよい。患者自身が穿刺ボタン７５を押下する場合には、患者は気構えをすることができる。

流出した血液１６は、ステップ１６１に示すように、貯留部４９を満たし、供給路５０へ流入する。血液１６の流入は、供給路５０による毛細管現象と、負圧手段３４による空気孔５２からの吸引とにより行われる。

ステップ１６２に示すように、血液１６は血液センサ４２の検出部５１に導かれる。血液１６の検出部５１への流入が検知されると、負圧手段３４の動作を停止する（ステップ１６３）。血液１６がセンサ４２の検出電極５５（図６参照）に達すると、血液１６の流入が検知される。そして、大気開放スイッチ３４ｃを操作して負圧室６０内を外気圧にする。

次に、ステップ１６４に示すように、血液検査装置３１を皮膚１３から離す。測定が終了したら、その旨を表示部３７に表示する。そして、ステップ１６５に移り、採取した血液１６の測定結果を表示部３７に表示する。

測定ステップのフロー３（認証ステップあり）
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置を用いて血液検査をするフローには、患者である使用者を認証するステップが含まれていてもよい。レーザ機器であるため、安全性を考慮して許可された者以外の使用を禁止するためである。

図３４には、認証ステップ２６１を含む検査フローが示される。認証は、指紋や声紋、虹彩、静脈パターンなどを用いて、患者が所定の許可された者であるか否かを識別して行えばよい。

使用が許可された者の場合は、ステップ２６２に進む。患者はダイアルを操作して、穿刺深さ（レーザパワー）を設定する。そして、ステップ２６３に移り、血液検査装置３１のアダプタ４０に、血液センサ４２を有する血液センサユニット４４を装着する。血液センサユニット４４の装着で装置本体３９の電源が自動的に起動して、測定待機状態になる。血液センサユニット４４を装着するステップ２６３は、ステップ２６１の前に行ってもよい。血液センサユニット４４が装着されていないと測定動作は行えないが、測定結果の表示などは可能である。

次に、ステップ２６４に進む。ステップ２６４では、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接しているか否かを第１の皮膚接触センサ６２（図１６など参照）で検知する。第１の皮膚接触センサ６２の代わりに、血管の有無の検知、体温の検知、皮膚の電気抵抗の検知、脈動の検知であってもよい。いずれにしても、安全のために、皮膚１３への当接を検知している状態でステップ２６５以降の動作を行う。皮膚１３への当接の検知ができるまで、ステップ２６４で待機する。

第１の皮膚接触センサ６２が皮膚を検知したら、ステップ２６５で負圧手段３４の動作を開始する。また、同時にレーザ発射装置３３の駆動電圧チャージを開始する。そして、ステップ２６６に進み、負圧手段３４へ流れる電流値を１〜５秒間モニタする。電流値が異常の場合は、その旨を表示部３７に表示して、ステップ２６４の前に戻る。

電流値が正常な場合は、ステップ２６７に進み、負圧が適正か否かを判定する。負圧の適否の判定は、負圧手段３４へ流れる電流を、あらかじめ定められた閾値と比較することにより行う。一定の負圧力になると、ステップ２６８に進み、レーザ光の発射を許可する。負圧が閾値を超えない場合は、空気漏れ（血液センサユニット４４の皮膚１３への当接不良）として、負圧手段３４による吸引を停止し、リトライを指示するとともに、ステップ２６４の前に戻る。

また、第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）を配置すれば、負圧により吸引された皮膚１３の盛り上がりを検知することができる。適切に皮膚１３が盛り上がり、血液センサ４２に密着したら、レーザ光の発射を許可する。

ステップ２６８では、レーザ光を発射して皮膚１３を穿刺する。そして、ステップ２６９に進み、穿刺により皮膚１３から流出した血液１６を血液センサ４２へ取り込む。このとき、負圧手段３４は駆動を続行する。

次に、ステップ２７０に進み、血液１６が血液センサ４２の検出部５１（図８参照）に取り込まれたか否かをチェックする。穿刺後の一定の経過時間内（２〜１０秒の場合もある）に、検出電極５５に血液１６が達したか否かを検知する。一定の経過時間内に血液１６が検知されないときは、ステップ２６４の前に戻り再穿刺する。したがって、一旦装着された血液センサ４２を、未使用のまま無駄にすることがない。しかも、迅速に再穿刺することができる。

血液１６が検知された場合は、ステップ２７１に進み、血糖値の測定を開始する。また、ステップ２７１で、ポンプ弁ユニット３４ｂ（図２参照）を制御して負圧の外気開放を開始する。この時点ではまだ負圧手段３４は動作している。負圧手段３４が駆動しているときの音や振動により、患者に対して測定中である旨を認識させ、患者が血液検査装置３１を皮膚１３から取り外さないようにするためである。このような配慮により、血液成分の測定途中で、血液検査装置３１に振動や衝撃が加わることを防止し安定した測定ができる。また、負圧を開放した直後に、患者が、皮膚１３から装置を取り外して、血液１６を飛散させて汚染することを防止する。

ステップ２７１で測定が完了すると、ステップ２７２に移り、測定した結果を表示部３７に表示する。そして、ステップ２７３に移り、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａおよびポンプ弁ユニット３４ｂ）（図２参照）の駆動を停止する。以後、患者は血液検査装置３１を皮膚１３から離す。

次に、ステップ２７４に移り、患者が、血液センサユニット４４を血液検査装置３１の装置本体３９から外して廃棄する。そして、ステップ２７５に移り、血液センサユニット４４の取り外しを検知して、装置本体３９の電源を自動停止する。

以上説明したように、血液検査装置３１を用いた血糖値の測定において、血液検査装置３１が皮膚１３へ当接していることを条件（論理積条件）に、レーザ発射装置３３を駆動しているので、皮膚１３への穿刺以外でレーザ光が放射されることは無く、安全である。

また、血液検査装置３１の使用に先立って、ステップ２６１で使用者認証を行っているので、許可された者のみが操作することができ、無許可の者は操作できないので、安全である。

血液検査装置３１の電源は、自動的に起動および停止されるので操作が容易となり、電池３５の消費が抑制される。

レーザ照射における負圧の制御
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１は、穿刺後に、負圧を複数回断続して加えてもよい。図３５および図３６を参照して、負圧を加えるタイミングと、その作用を説明する。

第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、時間１６６ａで負圧手段３４が駆動を開始する（図３３のステップ１５６に対応）。負圧室６０内に負圧が加えられ、皮膚１３は状態１６７ａのように緊張して盛り上がる（図３３のステップ１５７に対応）。皮膚１３が盛り上がり、時間１６６ｂで、第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接する（図３３のステップ１５８に対応）。時間１６６ｂで、皮膚１３は、図３３に示す状態１６７ｂとなる。ここで、負圧室６０に供給する負圧を停止する（図３３のステップ１５９に対応）。そして、時間１６６ｃで、皮膚１３を穿刺する（図３３のステップ１６０に対応）。ここで、皮膚１３は状態１６７ｃとなり、血液１６が滲み出る。

そして、一旦負圧の供給を停止した後、時間１６６ｄの時点で、再び負圧を加える。負圧により、状態１６７ｄのように皮膚１３の開口部が広がり、血液１６が流出し易くなる（図３３のステップ１６１に対応）。

このように、負圧を断続的に加える理由の１つは、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。別の理由は、強い負圧で一気に吸引すると血液１６が勢い良く流出し、過剰に採血してしまうことがあるので、これを防止するためでもある。そのため、余分に血液１６が溢れ出ない程度に負圧手段３４を断続的に動作させている。このようにして、吸引力を弱めて省電力化を図るとともに、適量の血液１６を採取する。適量の血液１６を得て、精密な測定が終了した段階で、血液検査装置３１を皮膚１３から外す（図３３のステップ１６４に対応）。測定が終了した時間１６６ｅにおいて、皮膚１３は、状態１６９ｅに示すように、負圧で広げられた傷口１６８を元の通りに塞ぐ。したがって、傷口の回復が早くなる。

患者によっては、レーザ穿刺しても皮膚１３から血液１６が流出しにくい場合もある。そのような場合は、穿刺前の負圧力に比べて、穿刺後の負圧力を大きくして血液１６が流出しやすいようにしてもよい。負圧力の制御は、最高到達圧（負圧）が一定であるので、弁３４ｂの閉鎖時間を制御することによって行う。また、断続的な負圧の駆動を行わなくとも、継続して負圧を加えるように構成してもよい。

また、本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１は、穿刺の前後に、いわゆる「揉み動作」を行ってもよい。図３７を参照して、揉み動作を説明する。

揉み動作は、例えば、ポンプ（例えば、電動式吸引ポンプ）３４ａを定電圧駆動しつつ、弁（例えば、電磁弁）３４ｂを所定のタイミングで開閉することによって行う。図３７に示される動作例では、第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知して負圧手段３４が駆動を開始してから（吸引開始）、レーザによる穿刺が行われるまでの間（期間９２）は、穿刺前の準備として揉みほぐしを行い（穿刺前準備（揉みほぐし））、レーザによる穿刺が行われた後は、血液１６が血液センサ４２の検出部５１に取り込まれたことを検知して（点着検知）、電磁弁３４ｂを閉鎖するまでの間（期間９３）に、少なくとも１回の揉みを入れる（穿刺後吸引）。図３７において、空気圧のレベル９０は、体感で吸引をほとんど感じない負圧レベルであり（例えば、−１０ｋＰａ）、レベル９１は、ポンプ３４ａを定電圧駆動した場合の最高到達圧（負圧）（例えば、−７０ｋＰａ）である。揉み動作をもたらす弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、負圧室６０内の空気圧がレベル９０とレベル９１の間で変化し、かつ、その変化の周期が、皮膚１３が負圧の変化に反応する最小時間よりも長い時間（例えば、０.１秒以上）になるようなタイミングで行う。このような弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、吸引開始から点着検知・電磁弁閉鎖までの期間（電磁弁開閉動作期間９４）の間行われる。点着検知後に電磁弁を閉鎖するのは、上述のように、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。血液１６の採取がなされ、測定が終了すると、負圧手段３４の駆動を停止する（ポンプ吸引停止および弁開放）。

このような揉み動作を行うことで、血管の血行が良くなり、血液１６が流出しやすくなる。つまり、皮膚１３を揉むことで、被穿刺部が加熱され（血行が良くなり）、揉まない場合に比べて採血量を多くすることができる。また、揉み動作は、穿刺時の痛みの軽減にもつながる。

レーザ穿孔装置について
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、図３８に示されるレーザ穿孔装置を含んでいる。このレーザ穿孔装置は、血液検査装置３１、３１ａから血液センサユニット４４およびこの血液センサユニット４４に関係する部材（例えば、血液センサ４２と接続するコネクタなど）を取り除いた構造を有する。このレーザ穿孔装置は、１回の穿刺動作において同一の穿刺位置を「分割穿刺」するようにレーザ発射装置３３のレーザ出力を制御する機能を有する。ここで、「分割穿刺」とは、１回の穿刺動作を空間的または時間的に分割して行うことをいう。具体的には、前者は、レーザ光を複数の光路に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力の分岐制御）であり、後者は、レーザ光を複数回に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力のパルス制御）である。

レーザ照射におけるレーザ光の分岐
本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａは、レーザ発射装置３３から発射された１本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺してもよい。図３９において、符号「３３」はレーザ発射装置、「１３」は患者の皮膚である。また、符号「１７０ａ」、「１７０ｂ」、「１７０ｃ」は、それぞれ、入射光に対して半分の光を通過させるとともに残りの半分の光を反射させて入射光を均等に分配するスプリッタである。このスプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、ハーフミラーで形成されている。

符号「１７１ａ」、「１７１ｂ」、「１７１ｃ」は、それぞれ、入射した光を全反射させる全反射ミラーである。この全反射ミラー（以下単に「ミラー」という）１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、スプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃとそれぞれ組になっている。図３９において、これらのスプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、同一の照射位置１７７を穿刺するよう、入射光に対して所定の角度に設定されている。

レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、スプリッタ１７０ａでレーザ光１７３ａとレーザ光１７３ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７３ｂはミラー１７１ａに入射し、このミラー１７１ａで全反射してレーザ光１７４となる。このレーザ光１７４は、スプリッタ１７０ｂでレーザ光１７５ａとレーザ光１７５ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７５ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッタ１７０ｂで分岐されたレーザ光１７５ｂは、ミラー１７１ｂで全反射してレーザ光１７５ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。

一方、スプリッタ１７０ａを通過したレーザ光１７３ａは、スプリッタ１７０ｃでレーザ光１７６ａとレーザ光１７６ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７６ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッタ１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂは、ミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。

このように１つのレーザ光１７２を複数の光路に分岐して皮膚１３の照射位置１７７を穿刺するので、出力が小さいレーザ光で穿刺することになり、痛みを軽減することができる。したがって、皮膚１３の内部の毛細血管にレーザ光を集約して穿刺することが可能となる。

また、図４０に示されるように、ミラー１７１ｃを図３９に示される位置よりも遠くに配置した場合には、スプリッタ１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂがミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり皮膚１３の照射位置１７７へ到達するまでの時間が長くなる。このようにミラーを適正な位置に配置することで、分岐された複数のレーザ光を同一の照射位置に順番に照射できるようにレーザ出力を制御することができる。

スプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、図４１に示すように直方体を対角線１７８ａで２分割したキューブ状の光学素子１７８を用いることが好ましい。キューブ状のスプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、合わせ面に屈折率の異なるミラーを貼り合わせたものであり、キューブ状のミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、全反射する面と全透過する面を貼り合わせたものである。このように、キューブ状に形成された光学素子１７８は、透過光路のずれやゴーストの発生が無いため、光路の分割や屈折などの変更に対して精度を高く保つことができる。なお、スプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをすべて、または一部ずつ、１つのキューブ状光学素子にて構成することも可能である。

例えば、図３９や図４０に示されるレーザ分岐をキューブ状の光学素子で構成する場合を説明する。図３９および図４０では、レーザ光１７２の分岐を二次元のイメージで表現したが、これを三次元のイメージで表現すると、図４２Ａに示される通りである。図４２Ａに示されるように、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、一旦複数の光路に分岐されて、最後は一箇所の照射位置１７７に集光される。図４２Ｂは、この分岐を実現するキューブの一例を示している。図４２Ｂに示されるキューブ１７９内には、スプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃが所定の位置にそれぞれ固定配置されている。このように、レーザ分岐に使用するスプリッタ１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをキューブ１７９内に収納することにより、細かい位置決めが不要になり、レーザの光軸上にキューブ１７９を配置するだけで、分岐制御されたレーザ光を所望の位置に照射することが可能になる。

レーザ光の分岐方法としては、光ファイバを用いてレーザ光を分岐してもよい。図６３Ａおよび図６３Ｂは、光ファイバによるレーザ光の分岐方法を示している。図６３Ａは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２１によって２分岐した場合である。この場合、この２分岐ファイバケーブル４２１から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて２分岐されたレーザ光４２２が照射される。２分岐ファイバケーブル４２１は、１つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。また、図６３Ｂは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２４によって４分岐した場合である。この場合、この４分岐ファイバケーブル４２４から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて４分岐されたレーザ光４２５が照射される。４分岐ファイバケーブル４２４は、３つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。このように、光ファイバを用いても、図３９に示される場合と同様に、レーザ発射装置３３から発射された１本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺することができる。特にファイバケーブルを使用する場合は、外部にレーザ光が漏れることがないので、スプリッタを使用する場合よりも取り扱いが非常に容易である。

図６４は、光ファイバ方向性結合器４２３の構成を示す概略図である。一般に方向性結合器は光を分岐する光学素子である。光ファイバ方向性結合器４２３は、２本の光ファイバ４２６の結合部４２７のクラッド４２８を除去してコア４２９同士を近づけることによって構成されている。光ファイバ方向性結合器４２３では、一方の光ファイバ４２６から光を入射すると、２本のコア４２９の近接部分において光の干渉効果により他方のコア４２９にも光が伝播し、光を分岐することができる。

図６５は、光ファイバによるレーザ光の分岐方法として、分岐ジョイント部４３０およびファイバケーブル４３１を使用する場合である。ここでは、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光４３２は、分岐ジョイント部（Ｔ型分岐）４３０を経由して２分岐される。分岐ジョイント部４３０は、例えば、三角形の全反射ミラー４３３を内蔵しており、逆Ｔ字にレーザ光４３２を分岐する。分岐されたレーザ光は、それぞれファイバケーブル４３１を経由して、皮膚１３の同一の照射位置１７７を穿刺する。

一般に、レーザ光が皮膚１３に照射されると、照射部は光吸収により急激な温度上昇を起こす。この温度上昇により、血液１６が蒸発して皮膚１３を押し上げバルーン状になる。そして、さらなる皮膚１３の押し上げにより、皮膚１３が破壊して血液１６が流出する。血液１６が流出した後、レーザで穿刺された底面は炭化して、炭化臭を発する。炭化臭は脱臭剤で脱臭するとよい。

このレーザ発射装置３３において、レーザは患者の皮膚１３を約０.５ｍｍ穿刺するように設計されている。

この場合、レーザ発射装置３３のレーザの種類はＥｒ：ＹＡＧまたはＣＯ_２ガスとすればよく、波長領域は２.７〜３.５μｍまたは６.５〜１０.５μｍとすればよく、パルス幅は５０〜４００μｓ、好ましくは２００μｓとすればよく、出力は３００ｍＪ〜３０００ｍＪとすればよい。また、ショット径は０.１ｍｍ〜０.５ｍｍとし、ショット深さは０.３〜０.７ｍｍとすればよい。また、チャージ電圧は２００〜７００Ｖの範囲、好ましくは５００Ｖとする。この高電圧は、電池を用いて電荷をコンデンサにチャージ（充電）した後、このチャージされた電荷を一気に放電することによって得られる。

レーザ照射における照射角度
１本のレーザ光を、皮膚１３に対して斜めの方向から照射して、皮膚１３を穿刺してもよい。図４３において、血液センサユニット４４の負圧室６０の内部は負圧手段３４により負圧され、皮膚１３が盛り上がっている。皮膚１３の盛り上がりの頂点１８０の接線方向に対して、９０度未満の角度でレーザ光１８１を照射する。このように接線方向に対して９０度未満の角度でレーザ光を照射すると、垂直方向からレーザ光を照射する場合と比べて、毛細血管が網羅されている面に対して斜め方向からレーザ光１８１が照射される。そのため、レーザ光１８１の単位面積当たりの照射強度は弱くなるが、毛細血管を傷つける確率は増加する。したがって、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６が採取できることになり、患者に与える痛みが軽減される。

また、レーザ光１８１の照射形は、真円でなく、図４４に示されるように楕円形１８３または長四角形１８４にしてもよい。照射形を楕円形１８３または長四角形１８４にすると、レーザ光１８１が網羅している毛細血管を傷つける確率が増加して、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６を採取することができるので、患者に苦痛を与えることは少ない。

本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおいて、１つのレーザ発射装置３３であっても、レーザの出力強度を可変することができる。

図４５に示されるように、レーザ発射装置３３と皮膚１３との間に、レーザの透過光量が異なる複数種のフィルタ、例えば、減光（ＮＤ：Neutral Density）フィルタ１９１ａ〜１９１ｄが貼り付けられたプレート１９３を設けてもよい。プレート１９３をレーザ光１９４の照射路に設置する。プレート１９３を回転させることで、皮膚１３に照射するレーザ光１９４の光量を制御する。レーザの光量を制御することにより、穿刺深さを制御することができる。

これにより、従来レーザ強度を制御するために行っていた、フラッシュランプの場合は印加電圧を制御し、半導体レーザの場合は電流を制御するといった方法に加えて、ＮＤフィルタによるレーザ穿刺の出力調整も可能となる。したがって、レーザ出力のよりきめ細かい制御が可能となる。

さらに異なる用途としては、レーザの出力強度をフラッシュランプへの印加電圧で決定する場合、電圧を可変にすると、電圧値の安定性が劣化し、レーザ出力が変動する要因となる。これを解決するために電圧を固定にして、レーザ光１９４の出力が低下（変化）した場合においても、透過光量の異なるこのＮＤフィルタ１９１ａ〜１９１ｄを用いることで、レーザの出力を一定に保つことができる。したがって、安定したレーザ出力を得ることが可能となる。

レーザ照射におけるパルス制御（時分割）
穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行ってもよい。チャージ電圧として３２０Ｖ程度の大きなパルスを用いて１回で穿刺する方法に比べて、図４６に示されるように、レーザ光を３回のパルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに分割して、それぞれ２１０Ｖ程度の小さなパルスを用い、１００μｓ〜１ｍｓｅｃの間隔（休止区間）で複数回穿刺する。これにより、図４７に示されるように、各パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに対応して、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂ、１９９ｃと３段階に分けて穿刺することができる。この場合、１００μｓ〜１ｍｓｅｃの休止区間でコンデンサをチャージして高電圧を得ている。

この穿刺方法の制御によれば、１パルスで皮膚１３を穿刺する深さが浅いので、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、この場合は、パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃの間隔を１００μｓ〜１ｍｓｅｃと短くすることが重要であり、血液１６が滲み出る前に次の穿刺を行うようにしている。

また、穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行う別の方法として、レーザ光を連続可変／分割照射する場合について説明する。本発明で穿刺する対象物とは、例えば、指の腹の皮膚である。皮膚は、表面から順に、角質層を外部に持つ表皮と、痛点や毛細管が存在する真皮とで形成されている。したがって、最初または数回の照射で表皮だけを除去するエネルギーを与えた後、小さいエネルギーで真皮を穿刺すると、痛みが軽減される。

例えば、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧを材料とし、φ２.５ｍｍ、長さ５２ｍｍのレーザロッド（レーザ結晶）３３ｄを用いる場合、１回で穿刺する時のフラッシュランプ（励起光源）３３ｅヘのチャージ電圧は、４５０Ｖ程度の大きなパルスを用いる。この時の動作を起こすための回路が図４８Ａに示され、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流が図４８Ｂに示され、レーザの出力が図４８Ｃに示されている。

図４８Ａの回路図において、サイリスタ（ＳＣＲ１）４０１がオンされると、トリガコイル４０２から数ｋＶの昇圧された電圧が出力され、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化され、電解コンデンサ４０３の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。このフラッシュランプ３３ｅの発光によってレーザロッド３３ｄは励起され、レーザ光が出射される。なお、符号「４０４」は抵抗（Ｒ１）である。

上記の場合は１回で穿刺する場合である。

次に、電解コンデンサ１回分の充電で数回に分けてレーザ光を出射する場合について説明する。このときの回路図、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流、およびレーザ出力は、図４９Ａ、図４９Ｂ、および図４９Ｃにそれぞれ示されている。

数回に分けてフラッシュランプ３３ｅを発光させる場合には、図４９Ａの回路図において、大電流でスイッチング速度が速いトランジスタ（ＩＧＢＴ）４１１にハイの信号が入力されると、トランジスタ（ＩＧＢＴ）４１１がオンと同時にフラッシュランプ３３ｅの負極がグランドに接続され、フラッシュランプ３３ｅに電解コンデンサ４１２からの電圧が印加され、さらに同時にトリガコイル４１３から数ｋＶの昇圧された電圧が出力される。これにより、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化し、電解コンデンサ４１２の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。次に、トランジスタ（ＩＧＢＴ）４１１にローの信号が入力されると、トランジスタ（ＩＧＢＴ）４１１がオフして、フラッシュランプ３３ｅヘの電圧印加は停止する。これにより、フラッシュランプ３３ｅの発光も停止し、レーザの出力も停止する。この動作を繰り返すことで、レーザの出力を数回に分けて行うことができる。ここでは、２回に分けた場合を示している。なお、符号「４１４」は抵抗（Ｒ１）である。

図４９Ｃからも明らかなように、最初は大きい出力で照射し、次に小さい出力で照射することができる。本例で示したＥｒ：ＹＡＧのレーザロッド３３ｄを使用する場合は、レーザ光を出射するためのフラッシュランプ３３ｅの最低電圧は３７０Ｖであるので、２回目の電圧は３７０Ｖよりも大きく設定し、フラッシュランプ３３ｅの発光時間を短くして全体のエネルギーを小さくする必要がある。これにより、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂと２段階に分けて穿刺することができる（図４７参照）。

この穿刺方法の制御によれば、まず皮膚１３の表皮を除去してから、真皮を小さいエネルギーで掘るため、真皮の深いところまでレーザ光が到達しないので、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、血液１６が滲まないように表皮を穿刺するようにしている。

電源制御について
本発明の血液検査装置は、電気消耗の大きいレーザ発射装置を搭載しているので、電源の管理が重要である。電源として電池を用いる携帯機器である場合には、容量に制限があるので、電源の管理が特に重要である。

また、血糖値の測定という生命の安全に係わる装置である場合には、電源切れによる測定不能を避けることが求められ、最悪でも血液検査（例えば血糖値の測定）だけは実施できることが重要である。

本発明の血液検査装置は、装置に含まれるレーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源との電源供給を制御する電源制御回路を有することが好ましい。さらに電源制御回路は、レーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源とを独立に制御することが好ましい。

「独立に制御する」とは、電源（特に電池）の残量や電圧に応じて、レーザ発射装置を駆動する電力と、電気回路部を駆動する電力とを、供給するかしないかを決定すること、およびいずれの電源から供給するかを決定することなどを意味する。

本発明の血液検査装置の電源は、電池電源を含むことが好ましい。携帯機器として用いることができるからである。電池電源は、１つであってもよく、２つ以上あってもよい。

電池は、二次電池もしくは一電池、またはその両者の組み合わせでもよい。二次電池の例には、リチウムイオン電池、リチウムポリマー電池、ニッケル水素電池、ニッケルカドミウム電池などが含まれる。一次電池の例には、リチウム電池、マンガン電池、アルカリ電池、オキシライド電池などが含まれる。

本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、緊急用電源の接続端子を有していてもよい。電池電源の電池が消費された場合に、他の電源に接続して血液検査装置を用いるためである。緊急時の電源の例には、入手が容易な乾電池、パソコン等で用いるＵＳＢ端子、燃料電池、手動発電機（ダイナモ）等が含まれる。これらの電源を容易に接続できる。

さらに本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、外部電源を有していてもよい。外部電源と接続している場合には、外部電源が優先して使用されて、電池からの電気出力が停止されるか、または電池への充電が行われることが好ましい。

血液検査装置は、電池電源の電池の残量を測定する電池残量測定回路を有していてもよい。さらに血液検査装置は、電池残量測定回路が測定した電池残量と、予め定められた値（電力量）とを比較する比較部を有することが好ましい。電池の残量を把握して、レーザ穿刺または検査が可能かどうかを判断するためである。

前述の通り、比較部には予め定められた電力量が記憶されている。予め定められた電力量の第１は、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量である。この値を第１残量閾値という。電池残量が第１残量閾値を下回る場合は、使用者に電池の交換を促す警告（電池残量警告）をすることが好ましい。第１残量閾値は、設計された回路によって適宜設定されればよく、基本的には固定値とすればよい。

予め定められた電力量の第２は、１回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。この値を第２残量閾値という。電池残量が第２残量閾値以上であれば、少なくとも１回の検査ができると判断され、検査が実施される。ただし、前述の通り、電池残量が第１残量閾値を下回っている場合には、電池残量警告を行うことが好ましい。

一方、測定した電池残量が第２残量閾値未満であれば、通常の検査を行うことはできないので、レーザによる穿刺を禁止して、検査不可能であることを使用者に示すことが好ましい（使用不可表示）。しかしながら、レーザによる穿刺は不可能であっても、電力消費の少ない測定プロセスを実施することができる場合がある。よって、レーザ以外の手段で穿刺した上で、測定を行うことができる。

第２残量閾値は、前回の検査において消費された電池の消費量を基準に設定されることが好ましい。具体的に第２残量閾値は、当該消費量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和であることが好ましい。レーザ発射装置のレーザ出力設定変更などにより電池の消費量が変わるため、検査において消費される電池の消費量は最新のデータを記憶しておくようにしている。このように、第２残量閾値は可変である。

予め定められた電力量の第３は、レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和である。この値を第３残量閾値という。レーザ発射装置に充電するための電源と、電気回路を駆動するための電源とが別である場合に、緊急時に電気回路を駆動するための電源を用いてレーザ発射装置に充電をするかどうかを判断する基準として、第３残量閾値を用いる。レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量は、レーザの励起用にチャージするコンデンサの容量やチャージ電圧やチャージ電流及び電池の内部抵抗により決定される。

電池残量に応じた充電電流値の設定
また、電池残量測定回路で測定された電池残量に基づいて、レーザ発射装置への充電をするための充電量を設定してもよい。図６１Ａ〜図６１Ｃに、電池残量に応じて充電量を設定する例を示す。

図６１Ａは、電池残量（Ｙ軸）の割合に応じて、段階的に充電電流を変更する方法である。例えば、電池残量が７５〜１００％（第１ゾーン）であれば、充電電流値を最大値（１００％）とし、電池残量が５０〜７５％（第２ゾーン）であれば、充電電流値を最大値の５０％とし、電池残量が２５〜５０％（第３ゾーン）であれば、充電電流を２５％とする。

図６１Ｂは、電池残量（Ｙ軸）の割合に比例して、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。

図６１Ｃは、電池残量（Ｙ軸）の割合の変化曲線を基準として、その曲線と逆になるような可変カーブになるように、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。図６１Ｃでは、「Ｙ＝Ｘ＋ａ（ａ：オフセット分）」の比例直線と対照になるカーブにあわせて制御を行っている。

本発明の血液検査装置は、電池電源の電池の電圧を測定する電池電圧測定回路を有することが好ましい。さらに血液検査装置は、電池電圧測定回路が測定した電池電圧と、予め定められた電圧値とを比較する比較部を有することが好ましい。

検査（穿刺と測定）のために必要な電力量が電池に残っている場合であっても、レーザ穿刺のためにレーザ発射装置に充電を行うと、測定のための電気回路部を駆動するための電圧よりも、電池電圧が低下してしまうことがある。したがって、測定に必要な電池残量があるにもかかわらず、測定が実施できない場合が発生しうる。そこで、電池電圧測定回路で、電池が充分な電圧を出力しているかどうかを確認する。

前述の通り、比較部には予め定められた電圧値が記憶されている。予め定められた電圧値の第１は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であることが好ましい。この電圧値を、第１電圧閾値という。レーザ発射装置への充電により電池の電圧が下がっても、電池の電圧が必要最低電圧を下回らないように、第１電圧閾値を設定する。充電により電池の電圧がどの程度下がるかは、電池の性質によって異なるので、電池の性質に応じて適宜第１電圧閾値を設定する。

レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第１電圧閾値よりも低いと、比較部で判断された場合には、通常の電流よりも低い電流で、レーザ発射装置に充電を行うことが好ましい。低電流で充電を行うと、電池電圧が低下しにくくなるためである。

図６２に、充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係が示される。曲線４１０は充電電流が０（負荷無）のとき、曲線４２０は充電電流がＩのとき、曲線４３０は充電電流がＩ’（＞Ｉ）のときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係をそれぞれ示す。曲線４１０に対して、曲線４２０および曲線４３０とも電池電圧が下がっていることがわかる。これは、電池内部の抵抗（４２１および４３１）による。

測定のための電気回路を駆動するために必要な電圧レベルを４４０とすると、充電電流がＩの場合（曲線４２０）は、電池の残量がＸ２になるまで、電池は電気回路を駆動できる。一方、充電電流がＩ’（＞Ｉ）の場合（曲線４３０）は、電池の残量がＸ１になるまでしか、電池は電気回路を駆動できない。このように、充電電流を下げると、電池電圧の低下が抑制される。電池電圧の低下が大きいと、４５０で示されるように、使用できない電池エネルギーが増えるため好ましくない。

比較部に予め定められた電圧値の第２は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０.５〜１Ｖ程度である。

比較部が、レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第２電圧閾値を上回ると判断した場合には、レーザ発射装置により高い充電電流で充電を行うことが好ましい。

本発明の血液検査装置は、血液検査の検査結果を表示される表示部（図１参照）を有する。前述の電池残量警告の表示や使用不可表示は、表示部に表示されることが好ましい。

電源制御部の第１の例
図５０には、血液検査装置の第１の例の電源制御部２００−１が示される。

図５０において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。

電池２１０は、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第１の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第２の出力は比較部２１１に接続されている。

緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。

電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０を使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０に充電する。

電源制御回路２０３の第１の出力は電気回路部３６ａに接続される。電源制御回路２０３の第２の出力は昇圧回路２０５の入力に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。

比較部２１１の第１の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第２の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第３の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。

電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの出力は、表示部３７に接続されている。

図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第１の例を、図５１を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量を第１残量閾値と比較し、ステップ３１４で第２残量閾値と比較する。第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり、第２残量閾値とは、１回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示部に表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

ステップ３１８でレーザ発射装置に所定量の充電がされたら、ステップ３１９でレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３２１で穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、得られた測定結果を表示して、血液検査を完了させる。

検査後、ステップ３２２で電池の残量を測定する。ステップ３２３で、ステップ３１２で測定した電池残量と、ステップ３２２で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量を求める。さらにステップ３２３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための最低必要電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。ステップ３２４で電源を停止する。

図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第２の例を、図５２を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３３１で電池の電圧を測定し、ステップ３３２で電池の残量を測定する。

ステップ３３３で、ステップ３３１で測定された電圧と、前回の検査のステップ３４７（後述）で算出された電圧降下値との差を求める。さらにステップ３３３で、当該差と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧とを比較する。

ステップ３１３で、ステップ３３２で測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し、ステップ３１４で、ステップ３３２で測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり、第２残量閾値とは、１回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。

ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３４１に移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。

ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３４１へ移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。

ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、かつステップ３１４で電池残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不能表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

一方、ステップ３３３で前記差が必要最低電圧未満であると判断された場合には、ステップ３３５に移行して、レーザ発射装置に通常の充電ができないこと（例えば、充電時間が長くなること）を使用者に知らせるための通常充電不能表示を表示し、ステップ３３６で使用者に検査を実施する場合には緊急ボタンを押すように求める。

ステップ３３６で緊急ボタンが押されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

ステップ３３６で緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３３７で通常よりも低電流によりレーザ発射装置に充電する。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行う。ステップ３３８でレーザ発射装置がレーザを発射して皮膚を穿刺し、ステップ３３９で穿刺された皮膚から流出した血液の成分測定を行い、測定結果を表示する。検査後にステップ３４８で電源を停止する。

一方、ステップ３４１で通常電流によりレーザ発射装置に充電した場合は、ステップ３４２で充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３４３で、充電されたレーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３４４で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定して、測定結果を表示する。ステップ３４５で、測定後の電池残量を測定する。

ステップ３４６で、ステップ３３２で測定した電池残量と、ステップ３４５で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３４６で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。

またステップ３４７で、ステップ３３１で測定した電圧と、ステップ３４２で測定した電圧との差を算出して、電圧降下値とする。電圧降下値は、次の検査におけるステップ３３３（前述）において用いられる。その後、ステップ３４８で電源が停止する。

図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第３の例を、図５３を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し、ステップ３１４で、測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。

前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり、第２残量閾値とは、１回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。

ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

ステップ３５２では、ステップ３５１で設定した充電電流値によって、レーザ発射装置への充電を行う。電池の交換や電源種類が変わった場合には、所定の充電電流値によって充電を行う。ステップ３５３で、充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３５４で、充電中の電池の電圧と第１電圧閾値とを比較する。ステップ３５６で充電中の電池の電圧と第２電圧閾値とを比較する。

前述の通り、第１電圧閾値は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であり；第２電圧閾値は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０.５〜１Ｖ程度である。

ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値以上であると判断され、かつステップ３５６で第２電圧閾値以下であると判断された場合には、ステップ３５８でそのときの充電電流値を次回の検査のための充電電流値として記憶する（次回の検査におけるステップ３５１で用いる）。

ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値未満であると判断された場合には、ステップ３５５で、充電電流値を低下させる。一方ステップ３５６で、充電中の電池の電圧が第２電圧閾値を超えていると判断された場合には、ステップ３５７で、充電電流を高める。

ステップ３５９で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３６１で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３６２で、検査終了後の電池残量を測定する。ステップ３６３で、ステップ３１２で測定した残量と、ステップ３６２で測定した残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３６３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を、第２残量閾値として再設定する。ステップ３６４で電源を停止する。

図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第４の例を、図５４を参照して説明する。図５４に示されたフローは、図５３に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図５４に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。

その他のステップは、図５３に示されたフローと同様である。

電源制御部の第２の例を説明する。

図５５には、血液検査装置の第２の例の電源制御部２００−２が示される。

図５５において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。

電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第１の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第２の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電気回路部３６ａに接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。

電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０ａに充電する。

電源制御回路２０３の出力は昇圧回路２０５に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。

電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの他方の出力は、表示部３７に接続されている。

図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第１の例を、図５６を参照して説明する。図５６に示されたフローは、図５１に示されたフローと類似する。ただし、電源制御部２００−２は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、電池２１０ａ（レーザ用電池）だけがレーザ発射装置の充電に用いられる。よって、ステップ３１２’で、レーザ用電池の電池残量を測定し、ステップ３１３’で、ステップ３１２’で測定された残量と第１残量閾値とを比較し、ステップ３１４’で、ステップ３１２’で測定された残量と第２残量閾値とを比較する。

その他のステップは、図５１に示されたフローのステップと同様である。

図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第２の例を、図５７を参照して説明する。図５７に示されるフローは、図５６に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり、図５７に示されたフローでは、ステップ３５０で、充電電流値の設定を電池の残量に基づいて行う。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。

その他のステップは、図５６に示されたフローと同様である。

電源制御部の第３の例を説明する。

図５８には、血液検査装置の第３の例の電源制御部２００−３が示される。

図５８において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。

電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ａに接続される。回路２１２ａの第１の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ａの第２の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ｂに接続される。回路２１２ｂの第１の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ｂの第２の出力は比較部２１１に接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。

電池２１２ａと電池２１２ｂはいずれも、電源制御部２０３に接続されているので、レーザ発射装置３３の充電および電気回路部３６ａの駆動に用いられる。通常は、電池２１２ａがレーザ発射装置を充電して、電池２１２ｂが電気回路部３６ａを駆動する。ただし、電池２１２ａの残量が不足してレーザ発射装置を充電できない場合であって、電池２１２ｂに充分な残量がある場合には、緊急手段として電池２１２ｂがレーザ発射装置を充電する。

電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａおよび電池２１０ｂを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池２１０ａおよび電池２１０ｂからの供給を強制的に停止、または電池２１０ａおよび電池２１０ｂに充電する。

図５８に示された源制御部２００−３の動作の第１の例を、図５９を参照して説明する。

図５９に示されたフローは、図５６に示されたフローと類似する。ただし、電源制御部２００−３は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、いずれの電池も電源制御回路２０３に接続されている。基本的には、電池２１０ａ（レーザ用電池）がレーザ発射装置の充電に用いられ、電池２１０ｂ（システム用電池）が電気回路部３６ａを駆動するために用いられる。しかしながら、電池２１０ａの残量が不足した場合などの緊急時には、電池２１０ｂをレーザ発射装置の充電に用いる場合がある。

図５６に示されたフローと同様に、ステップ３１４’でレーザ用電池の残量と第２残量閾値とが比較されるが、レーザ用電池の残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３７１で、使用者にレーザ用電池が使用できないことを知らせるための表示をする。

ステップ３７２でシステム用電池の残量を測定する。ステップ３７３で、ステップ３７２で測定された残量と第３残量閾値とを比較する。第３残量閾値とは、レーザを発射するために必要とされるレーザ発射装置へ充電するべき電力量と、システム最低電力量との和とすればよい。

ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で、使用者に検査が行えないことを伝えるための使用不能表示を表示する。さらに、ステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

一方、ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３７４で、使用者にレーザ発射装置に通常の充電ができない（例えば、通常よりも長い充電時間を要する）ことを知らせるための通常充電不能表示を表示し、それでも検査を実施したい場合には、緊急ボタンを押下するように求める。

ステップ３７５で、緊急ボタンが押下されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。

一方、ステップ３７５で、緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３７６でシステム用電池によるレーザ発射装置への充電を許可し、ステップ３７７でレーザ発射装置の充電を行う。ステップ３７７での充電は、システム用電池の電圧降下を避けるため、通常より低電流で行うことが好ましい。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行う。

ステップ３７８で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３７９で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３８１では、使用者にシステム用電池を交換することを促すためのシステム用電池交換警告表示を表示する。ステップ３８２で電源を停止する。

図５８に示された電源制御部２００−３の動作の第２の例を、図６０を参照して説明する。図６０に示されたフローは、図５９に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図６０に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。

その他のステップは、図５９に示されたフローと同様である。

２００６年３月２２日出願の特願２００６−０７８４１５、同じく２００６年３月２２日出願の特願２００６−０７８４２１、同じく２００６年３月２２日出願の特願２００６−０７８４２３、同じく２００６年３月２２日出願の特願２００６−０７８４２６、同じく２００６年３月２２日出願の特願２００６−０７８４２８の各日本出願に含まれる明細書、図面および要約書の開示内容は、すべて本願に援用される。

本発明のレーザ穿孔装置およびレーザ穿孔方法は、例えば、血液の採取や薬剤の投与などの目的を問わず、簡単な構成で、皮膚穿孔時の痛みを軽減することができるレーザ穿孔装置およびレーザ穿孔方法として有用である。このため、医療分野における血液検査装置に適用できることはもちろん、特に糖尿病患者などが使用する家庭用医療器具などにも広く適用することができる。

本発明のレーザ穿孔装置は、レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、
レーザ光を出射するレーザ光源と、１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、を有し、前記レーザ出力制御手段は、前記レーザ光源をパルス制御するパルス制御手段を含み、パルス状のレーザ光を複数回前記同一の穿孔位置に照射する、構成を採る。

レーザ発射装置３３からレーザ光が発射されるプロセスを説明する。励起光源３３ｅか
ら発射された励起光は、例えば、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄの内部に入り、Ｅｒ（エルビウム）イオンを励起してエネルギーの高い状態を作り出して反転分布状態になって、全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆの間を反射して共振するとともに増幅される。Ｈｏ（ホロニウム）の場合も同様である。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３３ｆを通過する。部分透過鏡３３ｆを通過したレーザ光は、レンズ３３ｈを通過してレーザ発射口３３ｃから放射される。後述のように、レーザ発射口３３ｃから放射されたレーザ光が皮膚を穿刺（照射）する。

本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置３１、３１ａにおける血液センサ４２、１０３は、図８および図９に示されたように、貯留部４９と供給路５０を有することが好ましい。供給路５０の内壁面は親水性を有することが好ましい。検出部５１が配置された供
給路５０に、血液をスムーズに送り込むためである。また、供給路５０の内壁面の親水性は、貯留部４９の内壁面の親水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液を、スムーズに供給路５０に供給するためである。

基準電極５６ｄを設けることにより、血液センサユニット４４を血液検査装置３１、３１ａに装着するとき、装着方向を軸とする軸周りの角度を任意にして装着しても、各接続電極５４ａ〜５７ａを特定することができる。したがって、血液センサユニット４４の装
着において、装着方向を目視などで合わせる必要がなく、装着が容易になる。

あらかじめカバー４８の上面４８ａに撥水化処理を行う。一方、カバー４８の下面には
親水化処理を全面に施す。カバー４８の下面には、供給路５０の天面が含まれる。次に、基板４６とスペーサ４７とカバー４８を貼り合わせる。これらを貼り合わせた後に、貯留部４９の開口から短波長のＵＶを照射して、天面４９ａの親水性材料を分解除去する。

図１８は、血液センサユニットの斜視図である。図１８に示された血液センサユニット１１０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１１０は、その断面が「Ｈ」形状である円筒状である。血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの内側には、血液センサ（血液センサ４２、１０１、１０２、１０３のいずれでもよい）の接触部位の信号を、電気回路部３６へ伝達する５本のコネクタ１１１が設けられていてもよい（ただし、血液センサ１０２の場合には４本のコネク
タでよい）。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａの上端でアダプタ４０に接続され、このアダプタ４０を介して電気回路部３６に導かれる。

また、血液センサ４２に溶融しやすいフィルムなどを配置した場合は、血液センサ４２
に焦点を合わせない方がよい場合がある。フィルムが溶解してレーザのエネルギーが消費されるためである。よって、ＢゾーンまたはＣゾーンに焦点を合わせることが好ましいこともある。

制御部７６の出力は、切換回路７１の制御端子、演算部７４、穿刺ボタン７５、送信部７７、タイマ７９、レーザ発射装置３３、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａ）および第１の皮膚接触センサ６２に接続され、図示されない警報手段や第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）にも接続されている。演算部７４の出力は、送信部７７の入力にも接続されている。負圧手段３４（特にポンプ弁ユニット３４ｂ）の吸引口は、負圧路７１を介して負圧室６０と血液センサユニット４４の内部に導かれている。

ここで、電気回路部３６の動作を説明する。

その後に血液検査を行う。まず、切換回路７１を切り換えて、血液成分量を測定するた
めの作用極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、血液１６の流入を検知するための検知極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。

また、補正された結果は、送信部７７からインスリン（治療薬の一例として用いた）を注射する注射装置に向けて送信されてもよい。電波を用いて送信してもよいが、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。注射装置に送信された測定データに基づいて、インスリンの投与量を注射装置が自動的に設定できるようにすれば、投与するインスリン量を患者自身が注射装置に設定する必要がなくなり、煩わしさが軽減される。ま
た、人為手段を介さずにインスリン量を注射装置に設定することができるので、設定ミスが防止される。

次に、採血を行う（ステップ８５）。レーザでの穿刺により患者の皮膚１３から流出した血液１６を、血液センサ４２の貯留部４９に貯留する（図８など参照）。貯留部４９に貯留された血液１６は、毛細管現象によって供給路５０に浸入し、検出部５１に導かれる。検出部５１に導かれた血液１６が、検知極としての検出電極５５に達すると、測定に必要な量の血液１６が得られたと判断される。このときに負圧手段３４を停止してもよく、
あるいは、皮膚接触センサ６２が皮膚の非接触を検知してから負圧手段３４を停止してもよい。

第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサユニット４４の下面に装着された血液センサ４２の裏面に形成されるか（図２２参照）、または、血液センサユニット４４の上面
に血液センサ４２が装着される場合は、装着部１２０ｂの下面に形成される（図２３参照）。

次に、ステップ２６４に進む。ステップ２６４では、血液センサユニット４４が皮膚１
３に当接しているか否かを第１の皮膚接触センサ６２（図１６など参照）で検知する。第１の皮膚接触センサ６２の代わりに、血管の有無の検知、体温の検知、皮膚の電気抵抗の検知、脈動の検知であってもよい。いずれにしても、安全のために、皮膚１３への当接を検知している状態でステップ２６５以降の動作を行う。皮膚１３への当接の検知ができるまで、ステップ２６４で待機する。

揉み動作は、例えば、ポンプ（例えば、電動式吸引ポンプ）３４ａを定電圧駆動しつつ
、弁（例えば、電磁弁）３４ｂを所定のタイミングで開閉することによって行う。図３７に示される動作例では、第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知して負圧手段３４が駆動を開始してから（吸引開始）、レーザによる穿刺が行われるまでの間（期間９２）は、穿刺前の準備として揉みほぐしを行い（穿刺前準備（揉みほぐし））、レーザによる穿刺が行われた後は、血液１６が血液センサ４２の検出部５１に取り込まれたことを検知して（点着検知）、電磁弁３４ｂを閉鎖するまでの間（期間９３）に、少なくとも１回の揉みを入れる（穿刺後吸引）。図３７において、空気圧のレベル９０は、体感で吸引をほとんど感じない負圧レベルであり（例えば、−１０ｋＰａ）、レベル９１は、ポンプ３４ａを定電圧駆動した場合の最高到達圧（負圧）（例えば、−７０ｋＰａ）である。揉み動作をもたらす弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、負圧室６０内の空気圧がレベル９０とレベル９１の間で変化し、かつ、その変化の周期が、皮膚１３が負圧の変化に反応する最小時間よりも長い時間（例えば、０.１秒以上）になるようなタイミングで行う。このような弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、吸引開始から点着検知・電磁弁閉鎖までの期間（電磁弁開閉動作期間９４）の間行われる。点着検知後に電磁弁を閉鎖するのは、上述のように、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。血液１６の採取がなされ、測定が終了すると、負圧手段３４の駆動を停止する（ポンプ吸引停止および弁開放）。

レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、スプリッタ１７０ａでレーザ光
１７３ａとレーザ光１７３ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７３ｂはミラー１７１ａに入射し、このミラー１７１ａで全反射してレーザ光１７４となる。このレーザ光１７４は、スプリッタ１７０ｂでレーザ光１７５ａとレーザ光１７５ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７５ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッタ１７０ｂで分岐されたレーザ光１７５ｂは、ミラー１７１ｂで全反射してレーザ光１７５ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。

レーザ光の分岐方法としては、光ファイバを用いてレーザ光を分岐してもよい。図６３Ａおよび図６３Ｂは、光ファイバによるレーザ光の分岐方法を示している。図６３Ａは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２１によって２分岐した場合
である。この場合、この２分岐ファイバケーブル４２１から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて２分岐されたレーザ光４２２が照射される。２分岐ファイバケーブル４２１は、１つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。また、図６３Ｂは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２４によって４分岐した場合である。この場合、この４分岐ファイバケーブル４２４から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて４分岐されたレーザ光４２５が照射される。４分岐ファイバケーブル４２４は、３つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。このように、光ファイバを用いても、図３９に示される場合と同様に、レーザ発射装置３３から発射された１本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺することができる。特にファイバケーブルを使用する場合は、外部にレーザ光が漏れることがないので、スプリッタを使用する場合よりも取り扱いが非常に容易である。

レーザ照射における照射角度
１本のレーザ光を、皮膚１３に対して斜めの方向から照射して、皮膚１３を穿刺してもよい。図４３において、血液センサユニット４４の負圧室６０の内部は負圧手段３４により負圧され、皮膚１３が盛り上がっている。皮膚１３の盛り上がりの頂点１８０の接線方向に対して、９０度未満の角度でレーザ光１８１を照射する。このように接線方向に対して９０度未満の角度でレーザ光を照射すると、垂直方向からレーザ光を照射する場合と比べて、毛細血管が網羅されている面に対して斜め方向からレーザ光１８１が照射される。
そのため、レーザ光１８１の単位面積当たりの照射強度は弱くなるが、毛細血管を傷つける確率は増加する。したがって、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６が採取できることになり、患者に与える痛みが軽減される。

また、穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行う別の方法として、レーザ光を連続可変／分割照射する場合について説明する。本発明で穿刺する対象物とは、例えば、指の腹の皮膚である。皮膚は、表面から順に、角質層を外部に
持つ表皮と、痛点や毛細管が存在する真皮とで形成されている。したがって、最初または数回の照射で表皮だけを除去するエネルギーを与えた後、小さいエネルギーで真皮を穿刺すると、痛みが軽減される。

上記の場合は１回で穿刺する場合である。

電源制御について
本発明の血液検査装置は、電気消耗の大きいレーザ発射装置を搭載しているので、電源の管理が重要である。電源として電池を用いる携帯機器である場合には、容量に制限があ
るので、電源の管理が特に重要である。

一方、測定した電池残量が第２残量閾値未満であれば、通常の検査を行うことはできな
いので、レーザによる穿刺を禁止して、検査不可能であることを使用者に示すことが好ましい（使用不可表示）。しかしながら、レーザによる穿刺は不可能であっても、電力消費の少ない測定プロセスを実施することができる場合がある。よって、レーザ以外の手段で穿刺した上で、測定を行うことができる。

前述の通り、比較部には予め定められた電圧値が記憶されている。予め定められた電圧値の第１は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い
電圧値であることが好ましい。この電圧値を、第１電圧閾値という。レーザ発射装置への充電により電池の電圧が下がっても、電池の電圧が必要最低電圧を下回らないように、第１電圧閾値を設定する。充電により電池の電圧がどの程度下がるかは、電池の性質によって異なるので、電池の性質に応じて適宜第１電圧閾値を設定する。

電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０を使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２
０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０に充電する。

ステップ３４６で、ステップ３３２で測定した電池残量と、ステップ３４５で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３４６で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を求めて、第２残
量閾値を再設定する。

電源制御部の第２の例を説明する。

図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第１の例を、図５６を参照して説明する。図５６に示されたフローは、図５１に示されたフローと類似する。ただし、電源制御
部２００−２は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、電池２１０ａ（レーザ用電池）だけがレーザ発射装置の充電に用いられる。よって、ステップ３１２’で、レーザ用電池の電池残量を測定し、ステップ３１３’で、ステップ３１２’で測定された残量と第１残量閾値とを比較し、ステップ３１４’で、ステップ３１２’で測定された残量と第２残量閾値とを比較する。

電源制御部の第３の例を説明する。

比較部２１１の第１の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第
２の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第３の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。

ステップ３７８で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３７９で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３８１では、使用者にシステム用電池を交換することを促すためのシステム用電池交換
警告表示を表示する。ステップ３８２で電源を停止する。

Claims

レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、
レーザ光を出射するレーザ光源と、
１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するように前記レーザ光源のレーザ出力を分割制御するレーザ出力制御手段と、
を有するレーザ穿孔装置。
前記レーザ出力制御手段は、
前記レーザ光源から出射されたレーザ光を複数の光路に分岐するレーザ光分岐手段を含み、
前記複数の光路に分岐されたレーザ光を前記同一の穿孔位置に向かって集光させる、
請求項１記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光分岐手段は、
入射光を全反射させる全反射ミラーと、入射光の一部を透過させ残りを反射させるスプリッタとを組み合わせて構成され、
前記全反射ミラーおよび前記スプリッタは、前記複数の光路に分岐されたレーザ光が前記同一の穿孔位置に向かって集光するように、入射光に対して所定の角度に設定されている、
請求項２記載のレーザ穿孔装置。
前記全反射ミラーおよび前記スプリッタは、前記複数の光路に分岐されたレーザ光が前記同一の穿孔位置に向かって順番に到達するように、入射光に対して所定の角度に設定され、かつ、光路長に基づく所定の位置に配置されている、
請求項３記載のレーザ穿孔装置。
前記全反射ミラーおよび前記スプリッタの少なくとも１つは、キューブ状の光学素子で構成されている、
請求項３記載のレーザ穿孔装置。
前記全反射ミラーおよび前記スプリッタは、すべて、または、一部ずつ、１つのキューブ状光学素子で構成されている、
請求項３記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光分岐手段は、
光ファイバを用いて構成されている、
請求項２記載のレーザ穿孔装置。
前記複数の光路に分岐されたレーザ光は、それぞれ同じ強さを有する、請求項２記載のレーザ穿孔装置。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、
レーザ光を出射するレーザ光源と、
１回の穿孔動作においてレーザ光を複数回、同一の穿孔位置に照射するように前記レーザ光源を制御するレーザ出力制御手段と、
を有するレーザ穿孔装置。
前記レーザ出力制御手段は、
前記レーザ光源をパルス制御するパルス制御手段を含む、
請求項９記載のレーザ穿孔装置。
パルス状のレーザ光による穿孔間の休止期間は、約１００μｓ〜１ｍｓである、請求項１０記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ出力制御手段は、
前記レーザ光源から出射されるレーザ光の強度を、時間とともに断続的に可変する、
請求項９記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ出力制御手段は、
前記レーザ光源から出射されるレーザ光の強度を可変する制御回路を含み、
時間とともに強度が小さくなるレーザ光を前記同一の穿孔位置に照射する、
請求項９記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ出力制御手段は、
前記同一の穿孔位置に対して、最初は皮膚の表皮を除去しうる程度の大きな強度のレーザ光を照射し、その後、皮膚の真皮を除去しうる程度の小さな強度のレーザ光を照射する、
請求項１３記載のレーザ穿孔装置。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、
レーザ光を出射するレーザ光源と、
透過光量が異なる複数のフィルタと、を有し、
前記複数のフィルタは、
前記レーザ光源の光軸上に選択可能に設けられている、
レーザ穿孔装置。
前記複数のフィルタは、
回転可能なプレート上に設けられている、
請求項１５記載のレーザ穿孔装置。
前記フィルタは、減光フィルタである、請求項１５記載のレーザ穿孔装置。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔装置であって、
レーザ光を出射するレーザ光源、を有し、
前記レーザ光源は、
１つの励起光源により複数のレーザ結晶を励起して複数のレーザ光を出射する、
レーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
それぞれ楕円形の断面を有する第１の筐体部および第２の筐体部を、おのおの一方の焦点を共有して一体的に構成してなる筐体と、
前記共有する焦点に設けられた１つの励起光源と、
前記第１の筐体部の他方の焦点に設けられた第１のレーザ結晶と、
前記第２の筐体部の他方の焦点に設けられた第２のレーザ結晶と、
を有する請求項１８記載のレーザ穿孔装置。
前記第１のレーザ結晶および前記第２のレーザ結晶は、同一の体積を有し、かつ、同一波長のレーザ光を出力する、請求項１９記載のレーザ穿孔装置。
前記第１のレーザ結晶の体積は、前記第２のレーザ結晶の体積よりも小さく、かつ、前記第１のレーザ結晶および前記第２のレーザ結晶は、同一波長のレーザ光を出力する、請求項１９記載のレーザ穿孔装置。
前記第１のレーザ結晶および前記第２のレーザ結晶は、互いに異なる波長のレーザ光を出力する、請求項１９記載のレーザ穿孔装置。
前記第１のレーザ結晶は、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶であり、前記第２のレーザ結晶は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ結晶である、請求項２２記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
同一の穿孔位置に対して、前記第１のレーザ結晶から第１のレーザ光を出力した後、前記第２のレーザ結晶から前記第１のレーザ光とは異なる波長の第２のレーザ光を出力する、
請求項２３記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
レーザ光を皮膚に対して斜めに照射する、
請求項１記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
レーザ光を皮膚に対して斜めに照射する、
請求項９記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
レーザ光を皮膚に対して斜めに照射する、
請求項１５記載のレーザ穿孔装置。
前記レーザ光源は、
レーザ光を皮膚に対して斜めに照射する、
請求項１８記載のレーザ穿孔装置。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
１回の穿孔動作において同一の穿孔位置に複数のレーザ光を照射するようにレーザ光源のレーザ出力を分割制御する、
レーザ穿孔方法。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
レーザ光源から出射されたレーザ光を複数の光路に分岐し、分岐されたレーザ光を同一の穿孔位置に向かって集光させることにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、
レーザ穿孔方法。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
レーザ光源をパルス制御して、パルス状のレーザ光を複数回同一の穿孔位置に照射することにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、
レーザ穿孔方法。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
レーザ光源から出射されるレーザ光の強度を可変して、時間とともに強度が小さくなるレーザ光を同一の穿孔位置に照射することにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、
レーザ穿孔方法。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
透過光量が異なる複数のフィルタを、レーザ光源の光軸上に選択可能に設けることにより、前記レーザ光源のレーザ出力を制御する、
レーザ穿孔方法。
レーザを用いて皮膚を穿孔するレーザ穿孔方法であって、
１つの励起光源により複数のレーザ結晶を励起して複数のレーザ光を出射することにより、レーザ光源のレーザ出力を制御する、
レーザ穿孔方法。