JPWO2009047918A1 - 高電圧発生回路、穿刺装置及び血液検査装置 - Google Patents

Abstract

レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できるレーザ穿刺用の高電圧発生回路。この高電圧発生回路（２１）は、レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザユニット部（２６）を駆動する。高電圧発生回路（２１）において、コンデンサ（２５）は、電荷を充電し、レーザユニット部（２６）に電源を供給する。昇圧回路部（２４）は、コンデンサ（２５）に電流を供給し、電圧測定部（２７）はコンデンサ（２５）の電圧を測定する。制御部（２８）は、ユーザからの指示またはコンデンサ（２５）の電圧に基づいて昇圧回路部（２４）を制御し、第１のタイミングにおいて第１の電流値によるコンデンサ（２５）への予備チャージを開始させ、第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて第１の電流値よりも高い第２の電流値によりコンデンサ（２５）への本チャージを開始させる。

Description

本発明は、レーザ穿刺装置を駆動する高電圧発生回路と、この高電圧発生回路を用いた穿刺装置と、この穿刺装置を用いた血液検査装置に関するものである。

糖尿病患者は、定期的に血糖値を測定し、この測定した血糖値に基づいてインスリンを注射したり、食事制限などを行い、血糖値を正常にコントロールする必要がある。このため、患者は測定機器を常時携帯し、日常的に患者自ら血糖値を測定する必要がある。そのため、患者は穿刺装置を用いて指先等の皮膚を穿刺し、皮膚から滲出した血液を血糖値測定機につけて血糖値を測定する。血糖値以外にも乳酸やヘモグロビンＡ１Ｃなどの生体情報なども穿刺装置を用いて得られた血液を使って測定を行う。

現在、針式の穿刺装置が一般的となっているが、感染などの危険性が重要視されてきており、レーザを用いたレーザ穿刺装置を備える穿刺装置が知られている。この従来のレーザ穿刺装置を駆動する高電圧発生回路１は、図１に示すように、電池２に接続されるスイッチ３と、このスイッチ３に接続された昇圧回路４と、この昇圧回路４の出力に接続されるとともにレーザ穿刺装置５を構成するフラッシュランプ（光源の一例として用いた）５ａに接続されるコンデンサ６と、昇圧回路４の出力に接続されるとともに、患者の操作によりトリガ信号を発生させるトリガスイッチ７ａと、このトリガスイッチ７ａに接続されたトリガ回路７とで構成されており、このトリガ回路７は、フラッシュランプ５ａに設けられたトリガ電極５ｂに接続されていた。

ここで、電池２は、起電力３．７Ｖのリチウムイオン電池を用い、コンデンサ６は、３００μＦのものを用いている。そして、昇圧回路４からコンデンサ６への充電電流は１．２Ａで充電しており、レーザ穿刺装置５は発振電圧４００Ｖであって、最低発振電圧は３００Ｖのものを用いている。

この高電圧発生回路１では、スイッチ３をオンすることにより、電池２の出力電流が昇圧回路４を介してコンデンサ６に入力され、コンデンサ６は充電（チャージ）される。コンデンサ６への充電に伴いコンデンサ６の端子電圧は上昇する。これによってフラッシュランプ５ａの両端電圧も同じく上昇する。

約７秒間の充電で、フラッシュランプ５ａの両端電圧が発振電圧（約４００Ｖ）まで上昇し、その後、患者がトリガスイッチ７ａをオンする。そうするとフラッシュランプ５ａが点灯し、その光エネルギ５ｄでレーザ結晶５ｅを励起させる。レーザ結晶５ｅからは、レーザ光５ｆが発射され、このレーザ光５ｆはレンズ５ｇを通過して、皮膚９を穿刺する。皮膚９が穿刺されると皮膚９からは血液１０が滲出する。

なお、この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、例えば、特許文献１、特許文献２が知られている。
特開２００３−３８６６２号公報 特開２００４−１９５２４５号公報

しかしながら、このような従来の高電圧発生回路１では、コンデンサ６を充電して発振電圧になるまでに７秒以上かかっていた。即ち、スイッチ３をオンした後、７秒以上後待たなければトリガスイッチ７ａをオンしても予め設定された強さのレーザ光は発射されなかった。

今、この様子を少し詳細に説明する。図２は、コンデンサ６を充電する電流（チャージ電流）と、その充電に要する時間（チャージ時間）及びその際の電量損失との関係を示す図である。図２に示すようにチャージ電流は、チャージ時間及び電量損実と反比例の関係となっている。即ち、特性曲線Ｃ１に示すように、充電する電流が大きく（図２で右方）なれば、充電に要するチャージ時間が短く（図２で下方）なり、充電するチャージ電流が小さければ、充電に要するチャージ時間が長くなる。

一方、電池２の内部抵抗によって、特性曲線Ｃ２で示すように、チャージ電流が大きくなると、内部抵抗による電量損失が大きく（図２で上方）なり、チャージ電流が少なくなれば、電量損失は小さくなる。なお、電量損失はチャージ電流の２乗に比例して増大する。

よって、コンデンサ６へのチャージ電流を大きくすれば、チャージ時間は短くなるが、電力損失の増加、電池への負荷の増大によって電池寿命の短縮につながる。これは医療機器においては重大な問題であり、患者が必要なときに穿刺が行えず、患者の状態を著しく悪化させる原因となりうる。

このような、電池の内部抵抗による電量損失とチャージ充電に要するチャージ時間の兼ね合いを踏まえて、電池の電量損失及びチャージ電流量を極力小さくしつつ、極力短時間で、コンデンサに充電したいという要望がある。例えば、コンデンサを充電する電流（チャージ電流）を１．２Ａに設定し、この設定により充電に要する時間（チャージ時間）は７秒となり、この時間の更なる短縮が望まれる。なお、相反する関係ではあるが、このときの電池の電量損失は７．０６Ｊであり、この電池の電量損失の低減も望まれている。

本発明の目的は、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できるレーザ穿刺用の高電圧発生回路、穿刺装置及び血液検査装置を提供することである。

本発明の高電圧発生回路は、レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給するコンデンサと、前記コンデンサに電流を供給する昇圧回路と、前記コンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路を制御する制御部とを備え、前記制御部は、前記昇圧回路に、第１のタイミングにおいて第１の電流値による前記コンデンサへの充電を開始させ、前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて前記第１の電流値よりも高い第２の電流値により前記コンデンサへの充電を開始させる構成を採る。

本発明の高電圧発生回路は、レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給する複数のコンデンサと、前記複数のコンデンサの接続状態を直列接続又は並列接続に切り替える切替部と、複数のコンデンサに電流を供給する昇圧回路と、複数のコンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路及び前記切替部を制御する制御部と、を備え、前記制御部は、第１のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを並列接続にした状態で、前記昇圧回路に前記複数のコンデンサへの充電を開始させ、前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを直列接続する構成を採る。

本発明の穿刺装置は、上記構成の高電圧発生回路と、前記レーザ穿刺ユニットとを有する構成を採る。

本発明の血液検査装置は、上記構成の穿刺装置と、穿刺された皮膚から滲出した血液成分を分析する血液センサとを有する構成を採る。

本発明によれば、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる。

従来の高電圧発生回路とその周辺のブロック図 同、特性図 本発明の実施の形態１における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 昇圧回路部の構成の一例を示すブロック図 図４に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図同、動作概略説明図 レーザユニット部のブロック図 本発明の実施の形態１に係る高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 制御部の構成を示す機能ブロック図 記録部に記録される患者の使用回数を記録したテーブルの一例を示す図 学習機能による予備チャージ開始を行う場合の制御を説明するシーケンス図 予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する場合における高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 本発明の実施の形態２における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 降圧回路部の構成の一例を示すブロック図 図１３に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図 制御部の構成を示す機能ブロック図 本発明の実施の形態２に係る高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 電力回生制御部の動作を説明するためのシーケンス図 本発明の実施の形態３における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 図１８に示す穿刺装置において、切替スイッチによってコンデンサを直列に接続した状態を示すブロック図 制御部の構成を示す機能ブロック図 実施の形態４における穿刺装置の斜視図 実施の形態５における血液検査装置の断面図 センサユニットの断面図 センサの断面図 センサの透視平面図 センサの透視平面図 本発明の実施の形態５に係る血液検査装置における電気回路部とその周辺のブロック図 同血液検査装置の検査方法を説明するためのフローチャート

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。

（実施の形態１）
図３は、実施の形態１における高電圧発生回路２１を備える穿刺装置２０の要部構成を示すブロック図である。穿刺装置２０は、高電圧発生回路２１と、電池２２と、レーザユニット部（レーザ穿刺ユニット）２６とを有する。

高電圧発生回路２１の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザユニット部２６に接続されている。

電池２２としては、ここでは、内部抵抗０．７Ω、起電力３．７Ｖの二次電池が用いられているが、二次電池に限らず一次電池を用いてもよい。本実施の形態では、二次電池のリチウムイオン電池を使用している。この他に二次電池としては、ニッケル水素電池、ニカド電池等がある。なお、一次電池としてはリチウム電池、マンガン乾電池、アルカリ乾電池等があり、何れでも使用することができる。電池２２は、高電圧発生回路２１の昇圧回路部２４の入力に接続され、昇圧回路部２４を介して高電圧発生回路２１のコンデンサ２５に電力供給を行う。

高電圧発生回路２１は、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部２３と、コンデンサ２５と、コンデンサ電圧測定部２７と、制御部２８と、入力部２９と、表示部３９とを有する。

チャージ電流測定部２３は、昇降回路部２４から出力される電流を測定し、その測定結果を制御部２８に出力する。

昇圧回路部２４は、入力電圧よりも高い電圧を出力する。昇圧回路部２４の入力側は、電池２２のプラス側に接続されている。昇圧回路部２４の出力側は、チャージ電流測定部２３を介してコンデンサ２５の一端部に接続されている。すなわち、昇圧回路部２４の出力と電池２２のマイナス側の間にはチャージ電流測定部２３を介してコンデンサ２５が接続されている。なお、昇圧回路部２４は、出力側でチャージ電流測定部２３に接続されている。

ここでは、昇圧回路部２４は、入力された３〜５Ｖの電圧を２００〜７００Ｖまで可変して昇圧する。

図４は、昇圧回路部２４の構成の一例を示すブロック図であり、図５は、図４に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図である。

図４に示す昇圧回路部２４としてのコンバータは、入力される電圧を昇圧して出力するものであり、ここでは昇圧チョッパ回路を用いている。昇圧回路部２４では、入力部２４ａを介して電池２２からの電圧が入力される電流平滑用インダクタンスＬに、スイッチング用トランジスタＱのスイッチング出力端及び整流用ダイオードＤの一端が接続されている。整流用ダイオードＤの他端には、電圧平滑用コンデンサＣと出力端子部２４ｂとが接続されている。また、スイッチング用トランジスタＱのスイッチング入力端には、パルス発生器２４ｃが接続されている、このパルス発生器２４ｃには、外部の制御部２８（図３参照）が接続されており、制御部２８から制御入力信号が入力されることによって、スイッチング用トランジスタＱにパルス波を出力する。

パルス発生器２４ｃは、制御入力信号を受けて図５に示すように、所定の周期（１ｋＨｚ〜４０ｋＨｚ）において、オン時間Ｔｏｎの割合を変化させるパルス波を発生する。このオン時間の割合によってスイッチング用トランジスタＱを介して、出力の電圧または電流を変化させる。

この昇圧回路部２４の出力側で接続されるチャージ電流測定部２３は、昇圧回路部２４から出力されてコンデンサ２５に入力される電流を測定する。なお、チャージ電流測定部２３の出力端は、コンデンサ２５、レーザユニット部２６、コンデンサ電圧測定部２７を介して電池２２（電池２２のマイナス側）に接続されている。

コンデンサ２５は、昇圧回路部２４から出力される電気（電荷）を充電して、レーザユニット部２６の電源となる。コンデンサ２５の両端は、レーザユニット部２６のコンデンサ入力電源部及びコンデンサ電圧測定部２７が接続されている。例えば、コンデンサ２５は、静電容量は３００μＦで、耐圧５００Ｖのものを用いてもよい。

図６はレーザユニット部２６のブロック図である。

図６に示すレーザユニット部２６において、鏡筒２６ａは、円または楕円形をした筒形状であり、その内周面は、光源を効率よく反射するために鏡面に仕上げられている。

ここでは、鏡筒２６ａを共焦点系となるような楕円形状とし、この鏡筒２６ａの一方の焦点にはフラッシュランプ（光源の一例とする）２６ｂを配置し、他方の焦点には、レーザロッド２６ｃを配置している。これにより、フラッシュランプ２６ｂから発射された光が効率良くレーザロッド２６ｃに照射される。

レーザロッド２６ｃの一方の端面には、反射率が８５％〜９５％程度の第１の反射膜２６ｄを成膜している。また、レーザロッド２６ｃの他方の端面には、反射率が９９％以上の第２の反射膜２６ｅを成膜している。

フラッシュランプ２６ｂは、キセノンガスなどを封入してなる。このフラッシュランプ２６ｂの両端には、第１コンデンサ接続部２６ｍ、第２コンデンサ接続部２６ｎを介して、コンデンサ２５の両端部が接続されている。また、フラッシュランプ２６ｂには、トリガ回路部２６ｈが接続されている。

トリガ回路部２６ｈは、トリガ信号入力部２６ｐを介して、制御部２８に接続されている。トリガ回路部２６ｈは、トリガ信号入力部２６ｐを介して入力される制御部２８からのトリガ信号によって、コンデンサ２５から高電圧が印加されたフラッシュランプ２６ｂに、電圧を瞬間的に印加して発光させる。

すなわち、コンデンサ２５の電圧が２００Ｖ〜７００Ｖになるようにチャージされた際には、フラッシュランプ２６ｂ中は絶縁状態であるため発光しない。この状態の後で、つまり、コンデンサ２５が、フラッシュランプ２６ｂに、当該フラッシュランプ２６ｂの両端から２００Ｖ〜７００Ｖの電圧を印加した後で、トリガ回路部２６ｈによって５〜１０ｋＶの電圧を瞬間的に印加すると、フラッシュランプ２６ｂでは誘導放電が開始され、その後、コンデンサ２５から電流が流れ込み発光する。この発光した光が鏡筒２６ａによってレーザロッド２６ｃに集光される。

このようにレーザロッド２６ｃに集光された光は、レーザロッド２６ｃ内に存在するドープされたレーザ動作物質（本例ではＥｒ：ＹＡＧ）を励起し、波長が約２．９４μｍの光を発生させる。

発生した光は、レーザロッド２６ｃ内で第１の反射膜２６ｄと第２の反射膜２６ｅ間を共振するとともに増幅される。

増幅された光の強度がある閾値よりも高くなった光は、第１反射膜２６ｄを通過し、出射口２６ｋを通ってレーザ出力光（レーザ光）として外部に出力される。本実施の形態におけるレーザユニット部２６では、Ｅｒ：ＹＡＧをドープしたレーザロッド２６ｃを用いるため、レーザユニット部２６は、レーザ波長が約２．９４μｍのレーザ光を出射する。

なお、出射口２６ｋの前方には、図示しない凸レンズが、透過するレーザ光の焦点が患者の皮膚で結ぶように設けられている。皮膚が穿刺されると、皮膚からは血液が滲出する。

図３に戻り、コンデンサ電圧測定部２７は、電池２２及びコンデンサ２５の両端（入出力端）に接続され、コンデンサ２５の電圧を測定する。コンデンサ電圧測定部２７は、ここでは、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）コンバータで構成されている。コンデンサ電圧測定部２７は、測定したコンデンサ２５の電圧値を制御部２８に出力する。

入力部２９は、スイッチ等から構成されており、制御部２８に接続されている。患者からの入力があった場合、制御部２８に通知し、この通知に基づいて、制御部２８は、各部を制御する。

表示部３９は、ＬＣＤやＬＥＤなどで構成されており、制御部２８に接続されており、制御部２８から入力される情報を表示し、患者に視認させる。

制御部２８は、チャージ電流測定部２３とコンデンサ電圧測定部２７からの入力に基づいて、コンデンサ２５へのチャージ量（電流値）を決定し、決定したチャージ量を出力する指示信号を昇圧回路部２４に出力する。この昇圧回路部２４への制御信号の出力によって、制御部２８は、昇圧回路部２４から出力される電流量と昇圧電圧を制御する。また、制御部２８は、各部の入力に基づいて、レーザの発射を制御するトリガ出力信号を、トリガ信号入力部２６ｐに出力し、レーザユニット部２６にレーザ光を発射させる。

このように制御部２８は、コンデンサ２５のチャージ状態を制御し、且つ、レーザ発射のタイミングを制御する。

制御部２８は、コンデンサ２５のチャージ状態を制御することによって、レーザユニット部２６が穿刺可能なレーザ光を発振する穿刺レーザ発振電圧（第２のチャージ電圧）までの電圧を制御する。

具体的には、制御部２８は、所定のタイミングで、昇圧回路部２４を制御し、第１の電流値によるコンデンサ２５の充電を開始し、第１の電流値でコンデンサ２５を充電した後、所定のタイミングで、第１の電流値より大きい第２の電流値でコンデンサ２５を充電する。

ここで、第１の電流値は、コンデンサ２５を電源部とするレーザユニット部２６においてレーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）以下の電圧（第１閾値）が印加されるまでの電流値である。つまり、第１の電流値は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に、レーザユニット部２６からレーザ光が発射されない電圧を印加する値である。この第１の電流値を用いて制御部２８が昇圧回路部２４を制御することを予備チャージと称し、レーザユニット部２６においてレーザ発振が行われる電圧以下の電圧である電圧（レーザ光が発射されない電圧）を予備チャージ電圧（第１のチャージ電圧）と称する。制御部２８は、レーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）よりも少し低い電圧、例えば１０Ｖ低い電圧に到達した時点で、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への電流の供給を停止させる。

この第１の電流値は、レーザユニット部２６（図６参照）固有の構成によって決定される。具体的には、第１の電流値は、フラッシュランプ２６ｂのランプ径、アーク長と、鏡筒２６ａの配置、反射率と、レーザロッド２６ｃの共振器反射率、径、長さ等により決定される。

なお、制御部２８が予備チャージを行う所定のタイミング（開始タイミング）は、例えば、１）「穿刺後直ぐに開始する場合」、２）「学習機能により自動開始する場合」、３）「患者の穿刺準備動作により開始する場合」が挙げられる。なお、これら３つの開始タイミングの詳細は後述する。

また、第２の電流値は、コンデンサ２５を電源部とするレーザユニット部２６において穿刺可能なレーザ発振が行われる穿刺レーザ発振電圧（第２閾値）を印加する電流値である。つまり、第２の電流値は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に、レーザユニット部２６にレーザ穿刺可能な状態の電圧を印加する値である。この第２の電圧値を用いて制御部２８が昇圧回路部２４を制御することを本チャージ、レーザユニット部２６においてレーザ穿刺可能な状態の電圧である穿刺レーザ発振電圧を、本チャージ電圧（第２のチャージ電圧）とも称する。

また、制御部２８は、本チャージ終了により穿刺可能なレーザの発射準備が完了した状態のレーザユニット部２６に、トリガ信号を出力し、レーザ発振によって穿刺させる。具体的に、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７から、コンデンサ２５が穿刺レーザ発振電圧まで充電された情報（穿刺レーザ発振電圧値）が入力されると、トリガ信号をトリガ信号入力部２６ｐに出力する。トリガ信号入力部２６ｐを介してトリガ信号がトリガ回路部２６ｈに入力されることによって、レーザユニット部２６からレーザ光が発射する。

さらに、制御部２８は、チャージ電流測定部２３、コンデンサ電圧測定部２７等の各部から入力や、決定したチャージ量などを示す情報を表示部３９に出力して、患者に対してシステムの状態を通知する。

以上のように構成された高電圧発生回路２１は、高電圧発生回路２１を起動すると、昇圧回路部２４を介して電荷がコンデンサ２５に充電される。このときのチャージの電流値は電池２２の損失の影響が小さくなるような電流である。コンデンサ２５には、レーザ発振電圧（例えば、約３００Ｖ）以下の電圧（例えば、２９０Ｖ）になるまで充電される。即ち、予備チャージ電圧になるまで充電される。なお、コンデンサ２５の両端の電圧は、コンデンサ電圧測定部２７で測定されている。この予備チャージ電圧では、レーザユニット部２６からレーザ光が発射されることはなく安全である。

続いて、例えば、患者の操作により入力部２９のスイッチがオンすると、電池２２から昇圧回路部２４を介して更に電荷がコンデンサ２５に充電される。このときコンデンサ２５では、穿刺レーザ発振電圧（例えば、約４００Ｖ）まで充電される。従って、レーザユニット部２６から予め定められた強度のレーザ光の発射が可能となり、レーザ光が発射される。

本高電圧発生回路２１を備える穿刺装置において、「本チャージ後、すぐに穿刺する」場合について、時間に基づいて説明する。図７は、本発明の実施の形態１に係る高電圧発生回路２１の動作を説明するための動作タイミング図である。図７において、横軸は時間、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ１はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ２はチャージ電圧を示す。

高電圧発生回路２１のシステムが、起動すると、制御部２８は、「予備チャージ開始」時刻ｔ１において、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に予備チャージを開始する。このときのチャージ電流は、電池２２の電力損失（電池２２内の内部抵抗による損失）が小さくなるように、例えば１００ｍＡでチャージされる。この状態において制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を介してコンデンサ２５の両端の電圧を監視する。

チャージ電流Ｌ１が０．１Ａで制御されることによって、コンデンサ２５は、点ｔ２まで３５秒かけてチャージされる。即ち、コンデンサ２５へのチャージ量が２９０Ｖ（予備チャージ電圧Ｅ１）になるまでチャージする。このように従来に比べて小電流（０．１Ａ）でチャージする目的は、電池２２の電力損失を少なくするためである。また、チャージ量（Ｌ２）を最低発振電圧（３００Ｖ）未満の２９０Ｖに制御するのは、誤ってレーザ光を発射させないためである。

コンデンサ２５の電圧がレーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧Ｅ１（本実施の形態では２９０Ｖ）になる「予備チャージ終了」時刻ｔ２になると制御部２８は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５への予備チャージを終了する。

この状態でシステムは患者による操作、つまり、入力部２９からの穿刺ボタン等のスイッチ押下による穿刺開始（本チャージを含む穿刺指示）の旨の入力を待つ。

穿刺ボタンなどがスイッチ押下されると、入力部２９から穿刺開始の旨の信号が制御部２８に入力される。これにより、制御部２８は、「ユーザによる操作」及び「本チャージ開始」時刻ｔ３において、昇圧回路部２４を用いて本チャージを開始する。本チャージにおけるチャージ電流はチャージ時間を短くするために、例えば２Ａでチャージされる。この状態において、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を用いて、予備チャージと同じようにコンデンサの両端の電圧を監視する。コンデンサ２５の電圧が設定電圧、本実施の形態においては穿刺レーザ発振電圧である本チャージ電圧Ｅ２（例えば、４００Ｖ）になるとシステム（制御部２８）は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力して、レーザユニット部２６にレーザを発射させる。図７ではコンデンサ２５の電圧が本チャージ電圧Ｅ２に達した際の点を「本チャージ終了」及び「レーザ穿刺」時刻ｔ４で示す。

なお、本チャージにおけるチャージ電流は従来に比べて大きくなるが、それ以上にチャージ時間が短い（２．７秒）ため、電池２２の電力損失は少ない。

また、この本チャージ時における待ち時間（例えば２秒程度）はブザー等の放音部（図示しない）や表示部３９などによって患者にわかるようにするのがよい。例えば、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を介してコンデンサ２５の電圧が設定電圧であることが測定された際に、接続された放音部や表示部３９を介して、ｔ４点までブザー音を放音させたり、表示部３９に本チャージ中である旨を表示させたりする。

レーザユニット部２６からレーザが発射されると、コンデンサ２５のチャージ量はほぼ０となり、システム（制御部２８）は、次の穿刺に備えて、昇圧回路部２４を用いて再び予備チャージを開始する。

このように、制御部２８は、コンデンサ電圧測定回路部２７を介して、コンデンサ２５の両端の電圧を測定し、この測定した電圧に基づいて、制御部２８では予備チャージ電圧Ｅ１、レーザ発振電圧Ｅ２を認識して昇圧回路部２４を制御する。よって、レーザ穿刺用のコンデンサ２５の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる。

例えば、本実施の形態では、予備チャージをしているので、トリガスイッチ（入力部２９の一部）をオンしてからレーザ光が発射するまでの待ち時間は、２．７秒と短い。また、本チャージ電流は大きいが予備チャージに要する時間が短いので、全体として電池２２の電力損失は少なくなる。一般に、コンデンサ２５のチャージエネルギＱｃは（式１）で表される。

このコンデンサ２５を発振電圧の４００Ｖまでチャージするために必要なエネルギは、コンデンサ２５の静電容量を３００μＦ、電圧Ｖｃを４００Ｖとすると２４Ｊとなる。ここで、昇圧回路部２４の損失は少ないので無視するものとする。また、コンデンサ２５にチャージされるエネルギＱｂは（式２）で表される。

この（式２）において、Ｖｂ・Ｉ・ｔは電池２２から流出するエネルギであり、ｒ・Ｉ２乗・ｔはその内電池２２により消費されるエネルギである。（式２）において、従来の高電圧発生回路１におけるチャージ時間は、電流を１．２Ａとすると、７秒となり、損失は約７．０６Ｊとなる。

これに対して本実施の形態における予備チャージでは、予備チャージ電圧Ｅ１を２９０Ｖとし、電流を０．１Ａとすると、予備チャージ時間は３５秒となり、損失は０．２５Ｊとなる。また、本チャージにおける本チャージ電圧（レーザ発振電圧Ｅ２）を４００Ｖし、電流を１．７Ａとすると、本チャージ時間は２．７秒となり、損失は５．４６Ｊとなる。この比較を（表１）に示す。

以上、説明したように、本実施の形態では、合計の損失は５．７１Ｊとなり、ユーザによるチャージ開始動作からの待ち時間は２．７秒となる。このように、従来の高電圧発生回路１に比べて、待ち時間と損失が改善される。

本実施の形態においては、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始しておけばユーザはチャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。

すなわち、高電圧発生回路２１を備える穿刺装置では、穿刺後直ぐに予備チャージを開始して、次の穿刺のための準備を行うため、一日の使用頻度が多い患者或いは、病院などで連続して使用する場合においては好適である。

このような高電圧発生回路２１の制御部２８よる予備チャージの開始は、放電による電量損失を防止するために、レーザ穿刺後すぐに予備チャージを開始（「穿刺後直ぐに開始する場合」に対応）せず、学習機能によって予備チャージの開始を決定する（「学習機能により自動開始する場合」に対応）か、患者による穿刺準備動作によって予備チャージを開始（「患者の穿刺準備動作により開始する場合」に対応）してもよい。

例えば、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となる。この損失を少なくするために、例えば学習機能を持たせることもできる。即ち、タイマ等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして保存し、それを基に予想される次回の穿刺時間の少し前（過去の統計で算出）に自動的に予備チャージを開始する。このことにより、予備チャージの効果により損失を減少させることができる。

このように、高電圧発生回路２１において、患者の毎日の穿刺時間を記録し、その穿刺時間の所定時間前に予備チャージを開始する「学習機能による自動開始」機能を有する高電圧発生回路２１について説明する。

図８は、制御部２８の構成を示す機能ブロック図である。

制御部２８は、チャージ制御部２８１と、タイマ２８２と、学習回路部（穿刺タイミング学習部）２８４と、記録部２８６とを有する。

チャージ制御部２８１は、上述した制御部２８の機能を有するものであり、チャージ電流測定部２３とコンデンサ電圧測定部２７からの入力に基づいて、コンデンサ２５へのチャージ量（電流値）を決定し、決定したチャージ量を出力する指示信号を昇圧回路部２４に出力する。この昇圧回路部２４への制御信号の出力によって、チャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４から出力される電流量と昇圧電圧を制御する。

すなわち、チャージ制御部２８１は、入力部２９を介したユーザからの指示またはコンデンサ電圧測定部２７からのコンデンサの電圧に基づいて昇圧回路部２４を制御し、入力部２９又は学習回路部２８４等の外部から入力される予備チャージ開始タイミングにおいて、第１の電流値によりコンデンサ２５への充電を開始させる。

また、チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５の電圧が、レーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）よりも例えば１０Ｖ低い電圧に到達した時点で、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への電流の供給を停止させる。

チャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４を制御して、予備チャージ開始タイミングより後の本チャージ開始タイミングにおいて、第１の電流値よりも高い第２の電流値によりコンデンサ２５への充電を開始させる。

このようにチャージ制御部２８１は、チャージ電流測定部２３およびコンデンサ電圧測定部２７からの入力を基に昇圧回路部２４に指令を与え、昇圧回路部２４を任意の電圧または電流になるように制御する。

また、チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５へのレーザ発振電圧の印加によって、レーザの発射を制御するトリガ出力信号を、トリガ信号入力部２６ｐに出力し、レーザユニット部２６にレーザ光を発射させる。

タイマ２８２は、高電圧発生回路２１のシステムの時間を計時して、チャージ制御部２８１に出力し、この出力された信号に基づいて、チャージ制御部２８１では、予備チャージの開始時間が決定される。

また、チャージ制御部２８１がレーザユニット部２６にレーザ発射のためのトリガ信号を出力した際に、そのトリガ信号を出力した時間は学習回路部２８４に入力される。

学習回路部２８４は、チャージ制御部２８１からトリガ信号出力時間、つまり、レーザ穿刺が行われた時間が入力され、この入力された情報を記録部２８６に出力して保存する。学習回路部２８４は、記録部２８６に保存されたデータ（過去にレーザ穿刺を行った時間のデータ）を用いて患者の使用する時間を推測し、推定した患者の使用時間の所定時間前になるとその旨の信号をチャージ制御部２８１に出力する。この出力された信号に基づいてチャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４に昇圧出力制御信号（第１の電流値）を出力して、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への予備チャージを開始する。

患者の１日の使用回数（血糖値の測定回数）は１〜６回と様々である。しかしながら使用時刻は基本的には食前食後であるため、おおよそ定期的に穿刺が行われる。学習機能によって予備チャージを開始する高電圧発生回路２１のシステムは、定期的に行われる穿刺の時間を記録しておき、毎日のその時刻の所定時間前、例えば２時間前に予備チャージを自動的に開始する。このように推定した、患者の使用時間の所定時間前に行うのは、患者が毎日穿刺装置を使用する使用時刻のバラツキを吸収する目的である。

図９は、記録部に記録される患者の使用回数を記録したテーブルの一例を示す図である。

図９に示すテーブルは、１日に３回穿刺を行う患者の１０分毎の使用回数を記録する記録部に使用回数を記録した使用回数の分布図である。

図９に示すテーブルに示すように、患者による穿刺装置の使用回数（穿刺回数）の分布を示すグラフＬ３は、患者は毎食後に穿刺を行うため、毎食後あたりの使用頻度が高いことを示している。この使用回数の分布（実線のグラフＬ３で示す）の移動平均、例えば１時間ごとの移動平均を計算すると破線で示すグラブＬ４で示される。このようなテーブルを用いて、学習回路部２８４は、破線Ｌ４のピーク点をこの患者の使用時刻（Ａ、Ｂ、Ｃ）と（見積もる。この見積もった使用時刻において予備チャージが既に完了している状態となるように、患者の使用時刻（Ａ、Ｂ、Ｃ）よりも所定時間前の予備チャージ開始タイミングを推定する。例えば、図９では、学習回数の２時間前（それぞれＡ’、Ｂ’、Ｃ’で示す時刻）を予備チャージの開始タイミングとすれば、（ここでは予備チャージは３０秒程度）患者が使用するとき（時刻Ａ、Ｂ、Ｃ）には既に予備チャージは完了されている状態となる。このように、推定した開始タイミング時刻Ａ’、Ｂ’、Ｃ’で予備チャージを開始すれば、予備チャージの完了から使用時刻Ａ、Ｂ、Ｃまでの時間は、長時間経過していないためコンデンサ２５の自己放電も小さくなる。

なお、使用頻度が低い時刻、つまり、いつもとは違う時刻に穿刺をおこなう場合に予備チャージを行う場合、患者による入力部２９のスイッチの押下によって、予備チャージの開始、つまり、「患者の穿刺準備動作による開始」の旨を示す信号を制御部２８に入力させて、この入力によって制御部２８が予備チャージを開始する構成にする。

図１０は、学習機能による予備チャージ開始を行う場合の制御を説明するシーケンス図である。なお、ここでは、患者の使用期間が十分長く、学習機能が動作している状態、つまり、予備チャージ開始を患者の操作で行わずに、記録部２８６に記録された患者の使用回数データ（学習データ）を用いて行う動作として説明する。

予備チャージの開始は、この機能を有する学習回路部２８４からの信号によって開始される。

図１０に示すように、先ずステップＳ１では、学習回路部２８４は、推定した予備チャージ開始タイミングをチャージ制御部２８１に通知し、この通知を受けてチャージ制御部２８１は予備チャージを開始する。具体的には、学習回路部２８４は過去のデータから計算した患者の使用時間の２時間前になるとチャージ制御部２８１に対して予備チャージ開始信号を出力する。

ステップＳ２では、予備チャージ開始信号が入力されたチャージ制御部２８１は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧を取得する。

さらに、ステップＳ３において、チャージ制御部２８１は、チャージ電流測定部２３からチャージ電流を取得して、ステップＳ４に移行する。

ステップＳ４では、チャージ制御部２８１は、取得したチャージ電流が１００ｍＡとなるように制御信号を計算して、ステップＳ５に移行する。

ステップＳ５では、チャージ制御部２８１は、計算した制御信号（昇圧出力制御信号）を昇圧回路部２４に出力する。これによって、昇圧回路部２４を介してコンデンサ２５へのチャージが開始される。

なお、チャージ制御部２８１は、ステップＳ２からステップＳ５までの処理を、コンデンサ２５の電圧が予備チャージ電圧である２９０Ｖ以下であることをコンデンサ電圧測定部２７からの入力される信号に基づいて監視しつつ制御する。

チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５の電圧が２９０Ｖに達したことを示すコンデンサ２５電圧の入力によって、昇圧回路部２４を制御して、予備チャージを終了し、ステップＳ６において、入力部２９からの入力を待機する。

つまり、ステップＳ６では、チャージ制御部２８１は、入力部２９における患者の操作によって、入力部２９を介した、患者からの入力を待機する。

ステップＳ７では、患者から押しボタンなどによって穿刺を行う旨が入力部２９に入力されて、その入力がチャージ制御部２８１に入力される。

ステップＳ８では、チャージ制御部２８１は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧と、チャージ電流測定部２３からチャージ電流とを取得し、これらに基づいて、本チャージのための制御信号（昇圧出力制御信号）を計算し、昇圧回路部２４に出力する。これによって、昇圧回路部２４を介してコンデンサ２５へ本チャージが開始される。

具体的には、ステップＳ８では、チャージ制御部２８１は本チャージ制御を行う。このステップＳ８では、チャージ制御部２８１は、チャージ電流が２Ａになるように制御を行い、コンデンサ２５の電圧が本チャージ電圧である４００Ｖに達するまで、入力されるコンデンサ２５の電圧及びチャージ電流に基づいて制御信号を計算して昇圧回路部２４に出力する動作を繰り返した制御を行う。

コンデンサ２５の電圧が４００Ｖに達するとチャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４を介して行うコンデンサ２５への充電を終了し、ステップＳ９に移行する。

ステップＳ９では、チャージ制御部２８１は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力する。

ステップＳ１０では、トリガ信号の入力によって、レーザユニット部２６はトリガ電圧を発生させて、レーザ光を出力する。これにより、患者は穿刺される。

穿刺が終了すると、ステップＳ１１では、チャージ制御部２８１は、学習回路部２８４に今回穿刺を行った時間を出力しステップＳ１２に移行する。

ステップＳ１２では、学習回路部２８４は、まず今回の時間を記録部２８６に保存し、記録部２８６に今回の穿刺時間が記録され、ステップＳ１３に移行する。

ステップＳ１３では、学習回路部２８４は、記録部２８６に保存された過去の穿刺時間をすべて取得しにいき、ステップＳ１４に移行する。

ステップＳ１４では、学習回路部２８４は、過去の穿刺時間を統計的に処理し、この患者が次回穿刺を行う時間、つまり、患者が行う次回の穿刺のために予備チャージを開始するタイミング（時間）を計算し、ステップＳ１５に移行する。

ステップＳ１５では、学習回路部２８４は、チャージ制御部２８１を介して入力されるタイマ２８２からの信号を用いて、次回の穿刺時間の２時間前になるまで、つまり、予備チャージ開始まで待機する。

このように学習回路部２８４を用いて、患者の毎日の穿刺時間を記録し、その穿刺時間の所定時間前にコンデンサ２５に予備チャージを開始するようにすれば、穿刺直後に予備チャージが行われない。これにより、予備チャージ後のコンデンサ２５の自己放電による電力損失は、穿刺時間よりも所定時間前からの分だけとなる。よって、患者の使用頻度が少ない場合でも、穿刺直後に予備チャージされ、穿刺されない状態のコンデンサ２５と比較して、コンデンサ２５の自己放電による損失を比較的容易な構成で防ぐことができる。

なお、記録部２８６に学習すべきデータ（患者の毎日における穿刺装置の使用回数を示すデータ）がない場合には、「患者による予備チャージの開始」で対応し、記録部２８６に学習データが所定量分、溜まった際に、学習機能部による学習機能を実行するのがよい。

ここで、「患者による予備チャージの開始」について説明する。

これは患者が高電圧発生回路２１を備える穿刺装置を使用するときに行う準備動作に連動して、予備チャージを開始するものである。

具体的には、例えば、穿刺装置２０において、レーザユニット部２６のレーザ発射部（穿刺部）に穿刺保護カバーを設け、更に、保護カバーの開閉を検知する検知手段（スイッチなど）を設ける。この検知手段からの出力信号を制御部２８（詳細にはチャージ制御部２８１）に入力し、この入力信号を受けて予備チャージを開始する。これにより、患者が穿刺を行う際に、この保護カバーを開ける（外す）等の動作を行うと、予備チャージが開始する。

また、例えば、高電圧発生回路２１を有する穿刺装置において、使用時以外は、スリープ状態（システムは低消費電力状態で動作している状態）とし、使用時、例えば、患者が入力部２９の操作ボタンを押下した際に、スリープ状態が解除され、患者からの穿刺を行う入力を待つようにしてもよい。

この場合の制御部２８は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力した後、高電圧発生回路２１全体を省電力状態で制御し、入力部２９からの予備チャージ開始の旨を示す信号が入力された際に、昇圧回路部２４を含むシステム全体を制御する。また、制御部２８は、予備チャージ開始の旨を示す信号が入力された状態で、入力部２９からの本チャージ開始、ここでは穿刺指示を示す信号の入力を待機する。この本チャージ開始の信号を受けて制御部２８は、昇圧回路部２４を制御してコンデンサ２５を本チャージする。なお、穿刺装置における予備チャージは、システムのスリープ解除と同時に開始するように設定してもよい。この場合、準備動作によって予備チャージを開始しても、患者が穿刺を行うまでに予備チャージを完了しない場合が想定される。その場合、制御部２８は、予備チャージが途中であっても本チャージを開始するように昇圧回路部２４を制御する。この構成では、穿刺までの患者の待ち時間及び電力損失ともに従来と同じように大きくなるが、記録部２８６に記録される使用回数のデータが増えて、この問題は解消される。

このように、患者が予備チャージの開始を行う構成、つまり「患者の穿刺準備動作により開始する場合」では、患者が使用する前に、コンデンサ２５へのチャージを、早すぎることなく確実に行うことができる。

ここで、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合について説明する。

図１１は、予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する場合における高電圧発生回路２１の動作を説明するための動作タイミング図である。図１１において、横軸は時間、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ５はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ６はチャージ電圧を示す。

高電圧発生回路を備える穿刺装置において、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合の制御は、図７で示す「本チャージ後、すぐに穿刺する」場合と比較して、本チャージ終了後（時刻ｔ４）に再び患者の操作を待つ部分が異なる。なお、本チャージ終了後ｔ４までの制御は、図７と同様のタイミングで同様の制御が行われるため説明は省略する。

本チャージが完了した後（時刻ｔ４）、システムは、再び患者の入力を待つ状態となる。すなわち、制御部２８は、昇圧回路部２４を制御しつつ、コンデンサ電圧測定部２７を用いて、予備チャージと同じようにコンデンサ２５の両端の電圧を監視する。コンデンサ２５の電圧が設定電圧、本実施の形態においては穿刺レーザ発振電圧である本チャージ電圧Ｅ２（例えば、４００Ｖ）になると、制御部２８は、入力部２９からレーザ発射指示を示す信号の入力を待機（時刻ｔ４〜ｔ６まで）する。

患者は好きなタイミングにおいて、例えば入力部２９の穿刺ボタンを再び押下すると、時刻ｔ６において、入力部２９から制御部２８に、レーザ発射の指示（レーザ穿刺指示）の信号が出力される。この信号を受けて制御部２８は、トリガ信号をレーザユニット部２６に出力してレーザ光が発射させ、皮膚を穿刺する。図１１では、時刻ｔ６において「患者によるレーザ光発射指示操作」と、「レーザ穿刺」動作が行われている。この時刻ｔ６において、レーザ穿刺が終了するとコンデンサ２５の電圧は０になり、制御部２８は、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５に再び予備チャージを開始する。

このように穿刺装置２０では、患者は、入力部２９の穿刺ボタンの押下と同時にレーザが発射される。よって患者は患者の好きなタイミングで穿刺することが可能となる。

ただし、本チャージが完了した状態が一定時間、例えば１分間継続すると、安全性を確保するために、再びチャージ電圧をレーザ発振レベル以下まで下げる必要が生じる。この場合、コンデンサ２５を電力回生の方法か、放電による対策がある。

ここで、高電圧発生回路２１を備える穿刺装置において、本チャージされたコンデンサ２５の電圧を回生する構成を実施の形態２として説明する。

（実施の形態２）
図１２は、本発明の実施の形態２における高電圧発生回路３１を備える穿刺装置３０の要部構成を示すブロック図である。

図１２に示す穿刺装置３０は、穿刺装置２０と同様の基本的構成であり、穿刺装置２０の構成に、電池電圧測定部３２、降圧回路部３３、回生電流測定部３４を加えた構成である。よって、同構成要素には同名称、同符号を付して説明は省略する。

図１２に示す穿刺装置３０では、高電圧発生回路３１の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザ穿刺装置２６に接続されている。

高電圧発生回路３１は、高電圧発生回路２１の機能に加えて、コンデンサ２５の電圧を、電池２２に戻す回生機能を備える。

電池２２は、ここでは、例えば、リチウムイオン２次電池のような２次電池で構成されている。

高電圧発生回路３１は、具体的には、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部（以下「電流測定部」という）２３と、コンデンサ２５と、コンデンサ電圧測定部（以下「電圧測定部」という）２７と、制御部３８と、入力部２９と、表示部３９とに加えて、回生機能を実現させるための電池電圧測定部３２、降圧回路部３３及び回生電流測定部３４を有する。

電池電圧測定部３２は、電池２２の両端に接続され、電池２２の電圧を測定し、その測定結果を制御部３８に出力する。

降圧回路部３３は、コンデンサ２５に接続され、制御部３８からの指示によって、コンデンサ２５にチャージされた高電圧を３〜５Ｖに降圧して、回生電流測定部３４を介して電池２２に出力する。

回生電流測定部３４は、コンデンサ２５から電池２２に出力される回生電流を測定して、制御部３８に出力する。

制御部３８は、回生電流測定部３４と電池電圧測定部３２からの入力に基づいて回生制御を行う。

図１３は、降圧回路部３３の構成の一例を示すブロック図であり、図１４は、図１３に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図である。

図１３に示す降圧回路部３３は、入力される電圧を降圧して出力するものであり、ここでは、降圧チョッパ回路を用いている。本実施の形態の降圧回路部３３は、入力された２００〜７００Ｖの電圧を降圧して、３〜５Ｖにして出力する。降圧回路部３３では、入力部３３ａを介してコンデンサ２５の一端に接続されたスイッチング用トランジスタＱにコンデンサの電圧が入力される。このスイッチング用トランジスタＱのスイッチング入力には、パルス発生器３３ｃが接続されており、スイッチング用トランジスタＱの他端（出力側）には、電流平滑用リアクタンスＬと還流用ダイオードＤが接続されている。

また、リアクタンスＬの他端は、出力部３３ｂに接続されており、出力部から降圧回路部３３によって降圧された電圧が出力される。

パルス発生器３３ｃは、外部の制御部３８に接続され、制御部３８から制御入力信号が入力される。

パルス発生器３３ｃは、制御入力信号を受けて、図１４に示すように、所定の周期（１ｋＨｚ〜４０ｋＨｚ）において、オン時間Ｔｏｎの割合を変化させるパルス波を発生する。このオン時間の割合によってスイッチング用トランジスタＱを介して、降圧回路部３３の出力の電圧または電流を変化させることができる。

図１５は、制御部３８の構成を示す機能ブロック図である。なお、制御部３８は、上述した実施の形態１の制御部２８と同様の基本的構成を有する。このため、制御部２８の構成要素と同様の構成要素については、同名称、同符号を付して詳細な説明は省略する。

制御部３８は、チャージ制御部２８１と、タイマ２８２と、学習回路部２８４と、記録部２８６とを有し、加えて、タイマ２８２に接続された電力回生制御部３８２を有する。

すなわち、制御部３８では、タイマ２８２は、穿刺装置３０におけるシステムの時間を計時して、接続されたチャージ制御部２８１と電力回生制御部３８２に出力する。

チャージ制御部２８１は、タイマ２８２からの時間を示す入力信号を用いて、予備チャージの開始時間を決定する。また、チャージ制御部２８１は、レーザ発射のためのトリガ信号をレーザユニット部２６に出力し、加えて、トリガ信号の出力時間を学習回路部２８４に出力する。

また、学習回路部２８４は、入力されるトリガ信号の出力時間を記録部２８６に保存し、上述のように過去のデータを基に患者の使用する時間を推測する（図８参照）。そして、学習回路部２８４は、患者が使用する時間の所定時間前になるとチャージ制御部２８１にその旨を出力し、チャージ制御部２８１は、この信号を受けて昇圧回路部２４を制御してコンデンサ２５への予備チャージを開始する。

電力回生制御部３８２は、制御部３８の外部の電池電圧測定部３２、降圧回路部３３、回線電流測定部３４、入力部２９に接続され、入力された信号に基づいて、降圧回路部３３を用いて電力回生制御を行う。また、電力回生部３８２は、タイマ２８２の入力を受けて本チャージ完了後のタイムアウトを判定し、タイムアウトが発生すると電力回生制御を開始する。

具体的には、電力回生制御部３８２は、接続された電池電圧測定部３２及び回生電流測定部３４から得られる電池電圧、回生電流を示す信号に基づいて、降圧回路部３３の制御入力に指令を与える。

これにより電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３の出力が任意の電圧または電流になるように制御して、電池２２（ここでは２次電池）の電池特性に最適な充電制御を行う。

ここでは、電池２２は、リチウムイオン電池としている。リチウムイオン電池の電池特性に対応した一般的な充電制御は、電池２２の電圧が３．７Ｖより低い場合は定電流制御を行い、３．７Ｖに達する際には、３．７Ｖの定電圧制御を行う。

よって、制御部３８における充電制御（回生制御）では、電力回生制御部３８２は、電池電圧値が３．７Ｖよりも低い場合は、電流値が例えば１００ｍＡを超えないように、回生電流測定部３４の入力を用いて、降圧回路部３３を定電流制御する。

また、電力回生制御部３８２は、電池電圧値が３．７Ｖに達すると３．７Ｖを超えないように、回生電圧測定部３４の入力を用いて降圧回路部３３を定電圧制御する。このとき、本チャージ電圧：４００Ｖから予備チャージ電圧：２９０Ｖまでかかる時間はおよそ３０秒で、さらにチャージ電圧を完全に０にするまでさらに３０秒程度で回生可能である。但し、電池２２の残量が多く、電池電圧が３．７Ｖの場合、回生電流を抑えるために、さらに多くの時間を要することがある。

このように電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３に制御信号を出力することによって任意に電池２２への電流値と電圧値を制御することでき、二次電池である電池２２の種類が変わってもその電池２２に、公知の技術によって適切な充電制御を行う。

これにより、実施の形態１の穿刺装置２０において、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合、患者による入力部２９を介した操作（入力部２９の穿刺スイッチの押下操作等）が、ある一定時間（例えば、１分間）以上行われなかったときに、穿刺装置３０のシステム（制御部３８の電力回生制御部３８２）が、タイマ２８２を用いてタイムアウトを検知し、降圧回路部３３を制御して、コンデンサ２５のチャージ電圧をレーザ発振レベル以下、又は０まで降圧させるといった電力回生動作を行う。またはチャージ制御部２８１が強制放電を行う。これによって、長時間、コンデンサ２５において高いチャージ電圧が保持された状態を回避して、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射の危険性を回避できる。

図１６は、本発明の実施の形態２に係る高電圧発生回路３１の動作を説明するための動作タイミング図である。図１６において、横軸は時間、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ７はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ８はチャージ電圧を示す。なお、本実施の形態２の穿刺装置３０における本チャージ終了後ｔ４までの制御は、図７及び図１１で示す動作タイミングと同様のタイミングで同様の制御が行われるため説明は省略する。

本チャージが完了した後（時刻ｔ４）、システムは再び患者の入力を待つ状態となる。システムは、本チャージの完了後、時間計測を開始し、その時間が所定時間を越え、タイムアウトを検知すると、降圧回路部３３を用いた電力回生、または抵抗を用いた強制放電を開始する。

具体的には、制御部３８では、チャージ制御部２８１及び電力回生制御部３８２が、入力部２９からの入力を待機しつつ、タイマ２８２が時間計測を開始する。

電力回生を行う場合では、入力部２９からの入力が無く、タイマ２８２の計測時間が所定時間を越えると、電力回生制御部３８２がタイムアウトを検知し、降圧回路部３３を用いて電力回生を開始する。

一方、強制放電を行う場合では、入力部２９からの入力が無く、タイマ２８２の計測時間が所定時間を越えると、チャージ制御部２８１は、タイムアウトを検知する。そしてチャージ制御部２８１は、トランジスタなどのスイッチング素子（図示略）を制御して、コンデンサ２５と並行に接続された抵抗（図示略）に、コンデンサ２５を接続して、チャージ電力を抵抗で消費させる。これにより、コンデンサ２５のチャージ電圧を下げる。

その後、システム（チャージ制御部２８１又は電力回生制御部３８２）は、コンデンサ電圧測定部２７の測定結果を用いてコンデンサ２５の電圧を監視し、コンデンサ２５の電圧がレーザ発振レベルＥ１以下になると、電力回生または強制放電を終了し、再び患者による本チャージの操作（入力部２９からの本チャージ開始を示す入力信号）を待つ。

このとき、予備チャージの開始タイミングを、学習回路部２８４を用いて決定するか、予備チャージ開始要因によって予備チャージを開始する場合には、コンデンサ２５へのチャージ量が０になるまで、電力回生または強制放電を行うことが望ましい。この場合、システムは、予備チャージの開始を待つ。

なお、強制放電を行う場合、チャージした電力を放電するため、レーザを発射していないのにも関わらず、電力が消費される。これに対して、電力回生を行う場合、コンデンサ２５にチャージした電力を、再び２次電池に電力を戻すため、電力の消費を最小限にとどめることができる。これによって患者が外出先などシステムを充電できない状態であっても、レーザ穿刺を所定の回数で行うことができる。

図１７は、電力回生制御部３８２の動作を説明するためのシーケンス図である。

ここでは、本チャージが完了した後の電力回生制御部３８２の動作を説明する。なお、本チャージまでの穿刺装置３０（特に制御部３８）の動作は、図１０のステップＳ８までの処理と同様である。よって、図１７に示す処理は、ステップＳ８（図１０参照）において、本チャージが完了した後の処理となり、ステップＳ８の後、ステップ２０では、電力回生制御部３８２は、患者からが穿刺を行う旨を押しボタン等（入力部２９）を介した入力を検知するまで待機する。

この待機時間がある所定時間、例えば１分を越えると、ステップＳ２１では、タイマ２８２から計時信号が入力される電力回生制御部３８２は、タイムアウトを検知する。これは、長時間、コンデンサ２５において高電圧がチャージされた状態（本チャージ状態）が継続することによって、誤作動によるレーザ発射等の危険性を低減させるためである。

ステップＳ２１において、電力回生制御部３８２がタイムアウトを検知すると、降圧回路部３３を制御して電力回生動作を開始する。

ステップＳ２２では、電力回生制御部３８２は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧を取得する。なお、これはコンデンサ２５の電圧が予備チャージ電圧以下になるのを監視するためである。

さらに、ステップＳ２３では、電力回生制御部３８２は、電池電圧測定部３２から電池２２の電圧を取得し、ステップＳ２４では、電力回生制御部３８２は、回生電流測定部３４から回生電流を取得する。

ステップＳ２５では、電力回生制御部３８２は、接続されている二次電池（例えば、リチウムイオン２次電池）において適切な回生制御（充電制御）になるように、降圧回路部３３の制御量を計算する。

ステップＳ２６では、電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３に、降圧する電圧の制御量を出力する。これによって降圧回路部３３は、適切な電流値と電圧値で電池２２を充電できる。

以上のステップ２２からステップ２６の処理を繰り返すことで電力を回生する。電力回生部はコンデンサの電圧が予備チャージ未満になるとステップ２２からステップ２６の処理を終了し、待機状態となる。

このように本実施の形態では、コンデンサ２５に本チャージが行われて、レーザユニット部２６がレーザ発振可能な状態において、所定時間の経過後、コンデンサ２５の電力を、レーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧Ｅ１まで減少させる。

これによって、例えば、本チャージ後、患者がレーザ穿刺開始の操作を忘れる場合でも、コンデンサ２５において高いチャージ電圧が長時間保持された状態を回避することができ、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射を防止できる。

（実施の形態３）
図１８は、本発明の実施の形態３における高電圧発生回路４０を備える穿刺装置４００の要部構成を示すブロック図である。

なお、本実施の形態３で説明する高電圧発生回路４０は、実施の形態１の高電圧発生回路２１と比較して、レーザユニット部２６の電源となるコンデンサを複数用いた構成である。

具体的には、高電圧発生回路４０は、実施の形態１の高電圧発生回路２１で用いた１個のコンデンサ２５に替えて、２個（複数）のコンデンサ４１、４２を用い、これらのコンデンサ４１，４２を切り替えて、並列或いは直列に接続させる点で、高電圧発生回路２１と相違する。すなわち、高電圧発生回路４０は、少なくとも二つ以上接続されたコンデンサ４１、４２の接続状態を並列接続と直列接続に切替可能なように接続されたメカニカルリレーやトランジスタなどで構成された切替スイッチ４３、４４と、切替スイッチを切り替える切替部４７とを有する。高電圧発生回路４０では、その他の点に付いては実施の形態１と略同様であるので、異なる点のみ説明し、同構成要素には同名称、同符号を付して説明は省略する。

高電圧発生回路４０の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザユニット部２６に接続されている。

高電圧発生回路４０は、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部（以下「電流測定部」という）２３と、コンデンサ電圧測定部（以下「電圧測定部」という）２７と、入力部２９と、表示部３９と、コンデンサ４１、４２と、切替スイッチ４３、４４と、切替部４７と、制御部４８とを有する。

図１８に示す高電圧発生回路４０では、コンデンサ４１のプラス側端子が、チャージ電流測定部２３を介して昇圧回路２４の出力側に接続されており、コンデンサ４１のマイナス側端子には切り替えスイッチ４３の共通端子４３ａが接続されている。

切り替えスイッチ４３の一方の端子４３ｂは電池２２のマイナス側に接続されており、他方の端子４３ｃは切り替えスイッチ４４の他方の端子４４ｃに接続されている。

また、コンデンサ４２のプラス側端子には、切り替えスイッチ４４の一方の端子４４ｂが接続されており、この切り替えスイッチ４４の共通端子４４ａは、コンデンサ４２のプラス側端子に接続されている。コンデンサ４２のマイナス側端子は電池２２のマイナス側に接続されている。

これらコンデンサ４１、４２の両端はそれぞれレーザユニット部２６の両端に接続されている。

ここで、コンデンサ４１，４２は共に静電容量６００μＦの同容量のものを用い、切り替えスイッチ４３，４４は共にＩＧＢＴを用いている。なお、ＩＧＢＴ以外にも、メカニカルリレーやＦＥＴなどスイッチの状態を電気的に切り替えられるものであればよい。

切替部４７は、制御部４８、切替スイッチ４３、４４に接続されている。切替部４７は、制御部４８から入力される切替信号によって、コンデンサ４１、４２が直列または並列になるように切替スイッチ４３、４４を切り替える。

図１９は、図１８において、切替スイッチ４３、４４によってコンデンサ４１，４２を直列に接続した状態を示すブロック図である。

制御部４８は、制御部２８と略同様の機能に加えて、入力される信号に基づいて、切替部４７への切替信号を出力し、コンデンサ４１、４２を並列接続或いは直列接続する。

図２０は、制御部４８の構成を示す機能ブロック図である。図１９に示すように、制御部４８は、切替信号を出力してチャージ電圧を制御する点のみ異なり、その他の構成は、制御部２８と同様であり、説明は省略する。

具体的には、チャージ制御部２８１は、チャージ制御部４８１と、タイマ２８２と、学習回路部２８４と、記録部２８６とを有する。

チャージ制御部４８１は、チャージ電流測定部２３、昇圧回路部２４、コンデンサ電圧測定部２７、入力部２９、表示部３９、切替部４７が接続されている。

チャージ制御部４８１には、チャージ電流測定部２３から昇圧出力電流、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ電圧、入力部２９から患者による穿刺開始を示す信号が入力される。また、チャージ制御部４８１には、タイマ２８２から時間、学習回路部２８４から予備チャージのタイミング情報などが入力される。

チャージ制御部４８１は、各部からの入力に基づいて、昇圧回路部２４には、昇圧回路部２４の昇圧出力を制御する制御信号、レーザユニット部２６には、レーザ発射させるトリガ信号、表示部３９には表示情報、切替部４７には切替信号をそれぞれ出力する。なお、チャージ制御部４８１は、学習回路部２８４に、トリガ信号出力時間を出力して、実施の形態１と同様に、患者の使用時刻に則した予備チャージ開始タイミングを推定させる。

チャージ制御部４８１は、入力部２９からの患者の予備チャージ開始を示す入力、学習回路部２８４からの予備チャージ開始タイミング、又は、その他、所定の予備チャージ開始のタイミングを示す情報の入力によって、切替部４７及び切替スイッチ４３、４４を用いてコンデンサ４１、４２を並列にしてコンデンサ４１、４２を充電する。

一方、チャージ制御部４８１は、入力部２９からの患者のレーザ穿刺開始或いは本チャージ開始を示す信号の入力によって、切替部４７に切替信号を出力して、コンデンサ４１、４２を直列で接続にする。

すなわち、制御部４８は、切替部４７を制御してコンデンサ４１，４２を並列に接続した状態において予備チャージを行い、切替部４７を制御してコンデンサ４１，４２を直列に接続することによってフラッシュランプ２６ｂの両端の電圧を発振電圧にする。つまり本実施の形態では、本チャージは、コンデンサ４１、４２を直列に接続することをいう。また、直列に接続した状態においてトリガ信号を出力し、フラッシュランプ２６ｂを発光させる。このように、制御部４８は、本チャージにおいて、コンデンサ４１、４２を直列接続することで、瞬時に発振電圧まで電圧を高めることが可能である。

以上のように構成された高電圧発生回路４０の動作に付いて以下説明する。

図１８では、切り替えスイッチ４３，４４は、共に一方の端子４３ｂ、４４ｂ側に切り替えられて、コンデンサ４１，４２を並列接続している。この状態において制御部４８（詳細にはチャージ制御部４８１）は、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ４１、４２に予備チャージを開始する。このときのコンデンサ４１、４２へのチャージ電流は、例えば、実施の形態１と同様にチャージ制御部４８１で０．１Ａに制御する。そして、電圧測定回路部２７でコンデンサ４１、４２の電圧を測定し、コンデンサ４１、４２の両端の電圧が２００Ｖ（レーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧）になった時点で、チャージ制御部４８１は、昇圧回路部２４を制御して、昇圧回路部２４からコンデンサ４１、４２への供給をオフにする。

この場合、コンデンサ４１、４２の両端の電圧は、最低発振電圧（３００Ｖ）未満であり、レーザユニット部２６が誤ってレーザ光を発射することはなく安全である。また、電池２２の内部抵抗による損失も少ない。

次に、患者が入力部２９の穿刺ボタンを押下する等して、入力部２９から穿刺開始を示す情報がチャージ制御部４８１に入力されると、チャージ制御部４８１は、図１９に示すように、切替部４７を介して切り替えスイッチ４３、４４を共に他方の端子４３ｃ、４４ｃ側に切り替える。即ち、コンデンサ４１、４２は直列接続され、コンデンサ４１、４２レーザユニット部２６が直列に接続された閉回路を形成する。これにより、コンデンサ４１，４２の両端の電圧が夫々加算されて、本チャージ電圧（穿刺に十分な穿刺レーザ発振電圧）である４００Ｖの電圧（発振電圧）となる。この電圧がレーザユニット部２６のフラッシュランプ２６ｂ（図６参照）の両電極に印加される。

この状態において、チャージ制御部４８１からトリガ信号が出力され、レーザユニット部２６におけるトリガ信号入力部２６ｐを介してトリガ回路２６ｈに入力される。この入力により、トリガ回路２６ｈが動作して、フラッシュランプ２６ｂが発光し、光エネルギが放出される。この光エネルギは、Ｅｒ：ＹＡＧをドープしたレーザロッド２６ｃ内に入りレーザ光を発射する。

なお、レーザユニット部２６による穿刺の完了、或いはタイマ（図２０参照）を用いてチャージ制御部４８１は、予め定められた時間（３秒）の経過により、切替部４７を介して、再び切り替えスイッチ４３、４４を、共に一方の端子４３ｂ、４４ｂ側に切り替えて、コンデンサ４１，４２を並列接続する。従って、何らかの原因でレーザユニット部２６が動作しなかったとしても、再びコンデンサ４１，４２両端の電圧は２００Ｖになり、最低発振電圧以下となるので安全である。

このように本実施の形態では、患者の操作による入力部２９からの穿刺開始指示が入力される場合において、コンデンサ４１、４２の接続を切り替えるだけで、コンデンサ４１、４２への予備チャージ状態及び本チャージ状態を設定できる。つまり、切り替えスイッチ４３、４４の切り替えだけで、レーザユニット部２６が穿刺レーザ発振可能な本チャージ状態となる。よって、本チャージのためのチャージ時間は、切換部４７の切換時間、つまりメカニカルスイッチの場合およそ１００ｍｓ程度、ＩＧＢＴなら１ｍｓ以下であり、コンデンサ４１，４２への追加チャージは不要となる。従って、実質的には、患者は入力部２９における穿刺ボタンのオンと同時に穿刺を行うことができる。また、そのための追加電力も不要となる。

また、予備チャージの後、コンデンサ４１，４２を充電する本チャージは切換部４７の切換時間のみとなり、電池２２からの電流供給は予備チャージのみである。従って、電池２２の内部抵抗による損失はなくなる。

なお、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となるが、本実施の形態では、学習回路部２８４によって、タイマ２８２を用いて患者の穿刺時間を時間データとして記録部２８６に保存し、保存されたデータ（図９に示す過去の統計を示すテーブル参照）を用いて、予想される次回の穿刺時間より少し前の時間を算出している。これにより、この算出された時間になった際に、学習回路部２８４はチャージ制御部４８１に予備チャージ開始タイミングを出力して、チャージ制御部４８１に予備チャージを開始させる。すなわち、穿刺装置４００は、予想される穿刺時間の前に自動的に予備チャージを開始する。これにより、コンデンサ４１，４２における自然放電によるチャージ電圧の損失を減少させることができる。

なお、穿刺装置４００において、コンデンサ４１、４２を直列接続又は並列接続に切り替える切り替えスイッチ４３、４４によってコンデンサ４１、４２を並列接続状態にしておけば、高いチャージ電圧が長時間保持された状態を回避することができ、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射を防止できる。

また、本実施の形態に係る穿刺装置４００の高電圧回路４０において、チャージ制御部４８１により、複数のコンデンサ４１、４２を充電し、複数のコンデンサ４１、４２の電圧が所定の閾値（例えば、予備チャージ電圧値）に到達した時点で、コンデンサ４１、４２の充電を停止してもよい。

また、チャージ制御部４８１において切替部４７を介してコンデンサ４１，４２を直列に接続する切り替えタイミングは、穿刺装置４００の筐体に入力部２９の一部として設置された例えば押しボタンを患者が操作したことを検知したタイミングでもよいし、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングでもよい。さらに、直列に接続する切り替えタイミング直後にレーザユニット部を駆動して穿刺を行ってもよいし、患者からの操作を待ってからレーザユニット部を駆動して穿刺してもよい。

また、コンデンサ４１、４２を並列に接続した状態にして、これらコンデンサ４１、４２を充電するタイミングは、穿刺装置４００の筐体の開口を開閉する蓋体を取り付け、この蓋体が開いたタイミングであってもよい。また、学習回路部２８４によって、過去に穿刺を行った時刻に基づいて次に行われる穿刺の時刻を推定したタイミングとしてもよい。

（実施の形態４）
図２１は、実施の形態４における穿刺装置５０の斜視図であり、実施の形態１で説明した高電圧発生回路２１と、電池２２と、レーザユニット部２６とを備える穿刺装置２０の一例としての穿刺装置５０である。なお、実施の形態１と同じものに付いては同符号を付して説明を簡略化している。

図２１に示す穿刺装置５０は、患者が片手で持って操作を行うよう構成されている。この穿刺装置５０の筐体５１は、内部に穿刺装置２０（図示せず）を備えた樹脂等で形成された略直方体形状をなし、一面側（ここでは底面側）で開口する筐体本体５１ａと、筐体本体５１ａに支点５１ｃを介して回動自在に取り付けられ、筐体本体５１ａの開口を開閉する蓋体（保護カバー）５１ｂとを有する。

筐体本体５１ａの他面（ここでは表面）には、表示部３９が配置され、高電圧発生回路２１（図３参照）の制御部２８からの入力によって、穿刺装置の状態を表示する。ここでは、表示部はＬＣＤ等からなる。また、他面には、患者の穿刺開始を入力するための、押しボタン（穿刺ボタンを含む）などで構成された入力部２９が配置されている。

筐体本体５１ａは、蓋体５１ｂにより一側面側（ここでは底面側）が閉塞される。筐体本体５１ａにおいて閉塞される開口５１ｄの角部に、内部のレーザユニット部２６の前側に配置され、レーザユニット部２６からのレーザ光が通過する穿刺口５２を備える。

穿刺口５２は、筐体本体５１ａ内に、筐体本体５１ａの開口に臨むように設けられ、蓋体５１ｂを開くと外部に露出する。

穿刺装置のレーザユニット部２６（図示せず）は、出射口が穿刺口５２に向くように、筐体本体５１ａ内に配置されており、これによって穿刺口５２にレーザ光を照射する。これにより、筐体本体５１ａに対して蓋体５１ｂを開くことによって、穿刺口５２が、外部に露出し、この穿刺口５２を介して患者の皮膚等を穿刺可能となる。

蓋体５１ｂは、筐体５１が閉じられた状態で、すなわち支点５１ｃの反対端（基端側を支点５１ｃとした際の先端）が筐体本体５１ａに接触し、穿刺口５２を被覆した状態で停止する。

蓋体５１ｂの開閉は、筐体本体５１ａにおいて蓋体５１ｂにより閉塞される一方の端部（ここでは下端部）に設けられた蓋開閉検知センサ５３により検知される。蓋開閉検知センサ５３は、高電圧発生回路２１（図３参照）の制御部２８に接続（図示省略）され、蓋の開閉状態を検知して制御部２８に出力する。なお、蓋開閉検知センサ５３は、ここでは、メカ的なスイッチを用いているがこれに限らず、電気的な導通を検知するものであってもよい。また、蓋開閉検知センサ５３は、発光ダイオードと受光トランジスタを用いた光学的なセンサであってもよく、磁気的なセンサであってもよい。

なお、本実施の形態の穿刺装置５０では、制御部２８は、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５１ｂの開を検知すると、電池２２から電力供給を受けて穿刺装置５０を起動させて、表示部３９にその旨を出力して電源オン状態を表示する。

また、制御部２８は、蓋開閉検知センサ５３が蓋５１ｂの閉を検知すると、蓋開閉検知センサ５３の入力と、予備チャージタイミングの入力とを待機するとともに、タイマ２８２（図８参照）を起動させた状態の省電力モードとなるように穿刺装置を制御する。なお、ここでは、予備チャージタイミングは学習回路部２８４（図８参照）から取得する構成とする。

なお、本実施の形態では、学習回路部２８４からの出力を用いずに、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５２ｂの開を検知した際に、これに連動して、制御部２８が予備チャージを開始するようにしてもよい。これにより、患者が穿刺装置５０の蓋体５１ｂを開けるだけで、制御部２８によって予備チャージを自動的に開始することができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けて、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。

また、本実施の形態において、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５２ｂの開を検知した際に、これに連動して、制御部２８が本チャージを開始するようにしてもよい。この場合、蓋体５２ｂが開く前に、予備チャージを終了しておくことになるが、これは、前回の穿刺直後に、予備チャージを開始したり、学習回路部２８４（図３参照）からの出力を用いて、予想使用時刻より前に予備チャージを終了したりすることにより実現できる。これにより、蓋体５１ｂを開けるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態となる。よって、患者は、穿刺装置５０を用いて穿刺する際に、蓋体５１ｂを開けて、穿刺ボタンを押下するだけで短い待機時間で、直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

なお、蓋体５１ｂの開閉を検知する蓋開閉検知センサ５３に代えて、穿刺口５２周辺の皮膚との当接部分に、皮膚検知センサを設けても良い。この皮膚検知センサを設けて、皮膚の当接を検知し、皮膚当接を示す信号を制御部２８（詳細には図８に示すチャージ制御部２８１）に出力することによって、制御部２８が予備チャージの開始を行うようにしてもよい。これにより、穿刺装置５０の蓋体５１ｂが開くだけで、予備チャージを自動的に開始させることができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けて、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。また、同様に、本チャージの開始を、皮膚検知センサの入力に基づいて行うようにしてもよい。

これにより、患者が皮膚を穿刺位置に位置させるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態となり、皮膚を穿刺位置に位置させた患者は、穿刺ボタンを押下して直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

入力部２９は、本チャージとレーザ光の発射を指示する穿刺開始信号を制御部２８（詳細には、図８に示すチャージ制御部２８１）に出力する。制御部２８では、各部からの入力に基づいて、本チャージ電圧がコンデンサ２５に印加されるまでの時間を算出して表示部３９にカウントダウン表示させる。

このように構成された穿刺装置５０では、患者は、まず、はじめに蓋体５１ｂを開く。このとき、蓋体５１ｂの開を検知する蓋開閉検知センサ５３に連動して、穿刺装置５０は省電力モードから起動し、その旨を表示部３９に表示する。

その後、指先を穿刺装置５０の穿刺口５２に押し当てる。この状態で入力部２９の押しボタンを押下すると、穿刺装置５０は、本チャージ開始し、同時に表示部３９に穿刺を行うまでの残り時間を表示する。これにより、患者は穿刺されるタイミングを視認できる。

表示部３９に表示されるカウントダウンの終了後、レーザユニット部２６（図３参照）からレーザ光が発射され、穿刺口５２を通して患者の皮膚に照射される。これによって皮膚はアブレーションによって穿刺され、血液が滲出する。このように穿刺により皮膚から滲出した血液を血液検査装置等に用いることによって、血糖値などが測定される。

穿刺装置５０の使用後、蓋体５１ｂを閉じて穿刺動作は終了する。蓋体５１ｂの閉塞によって、穿刺装置５０は、省電力モードで動作し、次回の予備チャージに備える。このように穿刺装置５０は、電源が切れることはなく、使用時以外も省電力モードによって動作している。そして、制御部２８が、予備チャージの開始タイミングを検出すると自動的に予備チャージを開始する。

なお、本実施の形態では、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始してもよい。これにより患者は、本チャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。なお、図８に示す学習回路部２８４から予備チャージ開始タイミングを出力すれば、例えば、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）した際の約３０Ｖ自然放電によるチャージ電圧の損失を少なくできる。即ち、上述したように学習回路部２８４では、タイマ２８２等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして記録部２８６に保存し、この保存した過去の統計に基づいて、予想される次回の穿刺時間を算出し、この算出した次回の予想穿刺時間より少し前の時間を予備チャージ開始タイミングとしてチャージ制御部２８１に出力する構成である。これにより、穿刺装置５０では、次回の穿刺時間が近づくと、自動的に予備チャージが開始され、穿刺を行わない時間におけるコンデンサ２５に印加されたチャージ電圧の損失を減少させることができる。なお、本実施の形態の穿刺装置５０において、高電圧発生回路２１に代えて、実施の形態３２の高電圧発生回路３１或いは実施の形態３の高電圧発生回路４０を用いても良い。

（実施の形態５）
図２２は、実施の形態５における血液検査装置１００の断面図である。なお、実施の形態１〜３と同じ構成要素には同符号を付して説明を省略する。なお、本実施の形態の血液検査装置１００は、実施の形態１の高電圧発生回路２１において表示部３９及び入力部２９を除く構成に対応する高電圧発生回路２１ａ（図２６参照）を電気回路部１０３に含むとともに、電池２２、レーザユニット部２６を有する。なお、高電圧発生回路２１の表示部３９及び入力部２９は、血液検査装置１００の筐体１０１に設けられた表示部５７及び入力部４９に相当している。

図２２に示す血液検査装置１００の筐体１０１は樹脂で形成され、この筐体１０１の一方１０１ｃには穿刺部１０１ａを有する円筒形状の筒体１０１ｂが設けられている。この筒体１０１ｂの内側には、穿刺部１０１ａに対向してレーザユニット部２６が装着されている。また、筒体１０１ｂには、負圧路１０２ａで連結された負圧手段１０２が装着されている。筒体１０１ｂと筐体１０１の他方１０１ｄとの間には、レーザ穿刺装置２６と、負圧手段１０２に接続された電気回路部１０３が装着されている。この電気回路部１０３内には、高電圧発生回路２１に相当する高電圧発生回路２１ａと測定回路部１０４とが設けられている。更に、筒体１０１ｂに隣接して電池２２が交換自在に収納されている。

筐体１０１の他方１０１ｄには、入力部４９と表示部５７が設けられている。入力部４９には、電源スイッチ４９ａ（図２６参照）、予備チャージボタン４９ｂ（図２６参照）、本チャージボタン４９ｃ（図２６参照）、穿刺ボタン４９ｄ（図２６参照）、レーザパワー調整つまみ４９ｅ（図２６参照）が設けられている。なお、予備チャージボタン４９ｂ、本チャージボタン４９ｃが実施の形態１の高電圧発生回路２１における入力部２９に対応する。

筒体１０１ｂの先端と穿刺部１０１ａとの間にはセンサユニット１１０が着脱自在に装着される。このセンサユニット１１０は、ホルダ１１０ａと血液センサ（以下センサという）１２１とで構成されており、このホルダ１１０ａ内にはセンサ１２１が着脱自在に装着されている。

センサ１２１に設けられた接続電極１３１ａ〜１３５ａ、１３３ｃ（図２５Ａ参照）は、筒体１０１ｂの先端に設けられたコネクタ１４６ａ〜１４６ｆを介して電気回路部１０３に接続されている。

負圧手段１０２は、負圧により皮膚から血液を吸引する。なお、本実施の形態では、高電圧発生回路２１ａは、負圧手段１０２を備えた血液検査装置１００に適用しているが、負圧手段１０２が無い場合（もむだけ、など）の血液検査装置でも適用可能である。この負圧手段１０２による負圧は、負圧路１０２ａとセンサ１２１に形成された貫通孔１３６（図２４、図２５Ａ参照）を介して、負圧室１０２ｂへ導かれる。

図２３はセンサユニット１１０の断面図である。センサユニット１１０では、ホルダ１１０ａ内に、中央に孔１１０ｂを有する受け台１１０ｃが設けられており、この受け台１１０ｃにセンサ１２１が載置される。そして、このセンサ１２１は、ホルダ１１０ａ内に形成された係止凸部１１０ｅで係止される。また、受け台１１０ｃの下側には下方に突出するリング状の凸部１１０ｆが形成されており、負圧室１０２ｂを形成している。

凸部１１０ｆには、皮膚への当接を検知する皮膚検知センサ１１０ｄが設けられている。この皮膚検知センサ１１０ｄの信号は導線でガイド１１２ｂに形成された凹部１１２ｄ内で露出する端子に接続されている。

皮膚検知センサ１１０ｄは皮膚９の当接抵抗を検知するものであり、導体電極で構成されている。そして、皮膚検知センサ１１０ｄの信号は、複数個の凹部１１２ｄを１８０度離れて２分するように接続されている。これは、この凹部１１２ｄに嵌合する凸部１１２ｃから得る信号を１８０度離れた位置から得ることにより、センサユニット１１０の挿入方向（角度）に関係なく信号を取り出すことを可能にするためである。なお、センサユニット１１０に形成された凹部１１２ｄと筒体１０１ｂの外側に形成された凸部１１２ｃは逆の関係であっても良い。

図２４は、センサ１２１の断面図である。このセンサ１２１を構成する基体１２１ａは、基板１２２と、この基板１２２の上面に貼り合わされた第１のスペーサ１２３と、このスペーサ１２３の上面に貼り合わされたカバー１２４と、このカバー１２４の上面に貼り合わされたフィルム１２５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。

基体１２１ａの略中央には、皮膚に当接され、当接された皮膚からの血液を採取する貯留部１２６が形成されている。貯留部１２６は、基体１２１ａの下面１２１ｂに向かって開口１２６ｄし、上面１２１ｄ側はフィルム１２５で密封されている。貯留部１２６は円筒形状をしており、開口１２６ｄを形成する開口面からの高さ寸法１２６ｂは、円筒形の半径（直径１２６ａの２分の１）１２６ｃより大きくしている。従って、十分大きな血液滴を得ることができる。

この貯留部１２６には、血液の供給路１２７の一方の端が連結されており、供給路１２７は、貯留部１２６に溜められた血液を毛細管現象で供給路１２７上に形成された検出部１２８へ導く路である。また、この供給路１２７の他方の端は、空気孔１２９に連結されている。ここで、供給路１２７内は親水性材料を用いている。

検出部１２８上には試薬１３０が載置されている。この試薬１３０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添加して融解させて試薬溶液を調整し、これを基板１２２に形成された検出部１２８を形成する検出電極１３１，１３３（図２５Ａ参照）上に滴下し、乾燥させることで形成したものである。

貯留部１２６と基体１２１ａの外周との間には、センサ１２１における負圧路となる貫通孔１３６が形成されている。なお、この貫通孔１３６は、ここでは、直径１．５００ｍｍとしている。この貫通孔１３６により形成される負圧路は、カバー１２４にスリットを設けて、フィルム１２５側から貯留部１２６へ連結しても良い。

図２５Ａ及び図２５Ｂは、それぞれセンサの透視平面図を示す図である。なお、図２５Ａにおけるセンサ１２１は、正六角形をしており、図２５Ｂにおけるセンサ２０１は、四角形をしている。それぞれ形状は異なるが、両方とも断面構造は図２４に示すとおりであり同一である。従って同様の機能を有する。

図２５Ａは、センサ１２１の透視平面図である。センサ１２１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１００に設けられた筒体１０１ｂの先端（図１１参照）に設けられたコネクタ１４６（１４６ａ〜１４６ｆ）に接続される接続電極１３１ａ〜１３５ａと、基準電極１３３ｃが形成されている。

正六角形状をなすセンサ１２１の略中央には、貯留部１２６が設けられている。また、センサ１２１には、貯留部１２６に一方の端が接続された供給路１２７が検出電極１３２に向かって設けられている。そして、この供給路１２７の他方の端は空気孔１２９に連結している。この供給路１２７上には、貯留部１２６から順次接続電極１３４ａに接続された検出電極１３４と、接続電極１３５ａに接続された検出電極１３５と、再度接続電極１３４ａに接続された検出電極１３４と、接続電極１３３ａ及び基準電極１３３ｃに接続された検出電極１３３と、接続電極１３１ａに接続された検出電極１３１と、再度接続電極１３３ａ及び基準電極１３３ｃに接続された検出電極１３３と、接続電極１３２ａに接続された検出電極１３２が設けられている。また、検出電極１３１，１３３上には、試薬１３０（図２４参照）が載置される。貯留部１２６と接続電極１３４ａとの間には貫通孔１３６が設けられている。

本実施の形態におけるセンサ１２１は、センサ１２１にレーザ光を透過させるフィルム１２５が既に装着されているので、レーザ穿刺装置２６に装着されたレンズ２６ｃが穿刺時の飛散物で汚れることはない。また、センサ１２１を交換すると同時にフィルム１２５も交換されることになる。従って、フィルム１２５の交換を意識することなくセンサ１２１を交換することにより、フィルム１２５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。

更に、開口１２６ｄ面からフィルム１２５までの高さ寸法１２６ｂは円筒形の半径寸法１２６ｃより大きくしているので、貯留部１２６に十分の大きさの血液滴１０ａを生成することができる。更にまた、このセンサ１２１は、フィルム１２５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、このセンサ１２１をホルダ１１０ａに装着してセンサユニット１１０とすれば、センサ１２１の厚みは全く目立たないものとなる。

次に、図２５Ｂを用いて、本実施の形態におけるもう一つの例である四角形状のセンサ２０１について説明する。

図２５Ｂに示すセンサ２０１は識別電極２２７ａを含む６電極（２２１ａ、２２２ａ、２２３ａ、２２４ａ、２２５ａ、２２７ａ）の構造をしている。このセンサ２０１の断面形状は、上述した六角形センサ１２１の場合と同様の断面形状を有し、図２４に示すとおりであり、フィルムを有した４層構造である。

センサ２０１の略中央には、貯留部２１０が形成され、一方の端には接続電極２２１ａ〜２２５ａ(図２５Ａに示す接続電極１３１ａ〜１３５ａに相当)と識別電極２２７ａ（図２５Ａに示す基準電極１３３ｃに相当）が形成されている。この接続電極２２１ａ〜２２５ａ及び識別電極２２７ａと前記貯留部２１０との間に貫通口２１５（図２５Ａに示す貫通口１３６に相当）が形成される。なお、貯留部２１０に取り込まれた血液は、供給路２１１による毛細管現象により一気に（定まった流速で）検出部２１２に取り込まれる。そして、血液の血糖値が測定される。なお、検出部２１２は、図２５Ａで示す検出部１２８と同様の機能を有する。

供給路２１１（図２５Ａのセンサ１２１に示す供給路１２７に相当）上には、貯留部２１０から順に、検出電極２２４、検出電極２２５、再度、検出電極２２４、検出電極２２３、検出電極２２１、再度、検出電極２２３、検出電極２２２が設けられる。また、検出電極２２１，２２３上には、試薬１３０（図２４参照）が載置される。検出電極２２３と識別電極２２７ａとの間に、導電体パターンで形成された識別部２２７が形成される。なお、供給路２１１の他方の端は空気孔２１３に連結され、図２５Ａで示す供給路１２７が空気孔１２９に連結された構成と同様の効果を奏する。

血液検査装置１００（図２２参照）は、接続電極２２３ａと識別電極２２７ａ間の電気的な導通があるか否かを検知して、センサ２０１がホルダ１１０ａに装着後、筒体１０１ｂに装着されたか否かを検知することができる。

また、識別部２２７の電気抵抗値を変えることにより、使用する検量線の情報を格納したり、製造情報を格納したりすることができる。従って、これらの情報を用いて、より精密な血液検査を行なうことができる。なお、図２５Ｂでは、識別電極２２７ａを有した例を示したが、省略は可能である。

図２５Ｂのセンサ２０１は長方形の板状体で形成されているが、本発明では、センサ２０１の形状について限定は無く、センサ２０１の形状は正方形でも良く、また四角形以外の多角形または半円形状などでもよい。

図２６は、本発明の実施の形態５に係る血液検査装置における電気回路部１０３とその周辺のブロック図である。本実施の形態における電気回路部１０３は、主に、高電圧発生回路２１に対応する高電圧発生回路２１ａに加えて、血液の測定回路部１０４を追加した構成である。従って、同構成には同符号を付して説明は省略し、追加した点を中心に説明する。

電気回路１０３は、高電圧発生回路２１ａ、測定回路部１０４に加えて、電池２２の電圧・電流を検出する電圧・電流検出部５１、システム全体の消費電力を測定する消費電力測定部５２、電池残量を測定する電池残量測定部５３、メモリ５４、穿刺残数算出部５５、タイマ５８、通信部１５４及び制御部１５６を有する。電気回路部１０３の制御部１５６には、電源スイッチ４９ａ、予備チャージボタン４９ｂ（図３に示す入力部２９に相当）、本チャージボタン４９ｃ（図３に示す入力部２９に相当）、穿刺ボタン４９ｄ、レーザパワー調整つまみ４９ｅ等の入力部４９からの操作情報が入力される。また、制御部１５６は、穿刺残回数算出部５５によって算出した穿刺残数を、ＬＣＤからなる表示部５７に出力させる。なお、高電圧発生回路２１ａの代わりに高電圧発生回路３１、４０において表示部３９及び入力部２９を除く部分に対応する高電圧発生回路を用いても良い。この場合、高電圧発生回路３１、４０の表示部３９及び入力部２９は、血液検査装置１００の筐体１０１に設けられた入力部４９、表示部５７の構成として含まれる。

図２６において、センサ１２１の接続電極１３１ａ〜１３５ａ（センサ２０１における接続電極２２１ａ〜２２５ａに相当）、基準電極１３３ｃ（センサ２０１における識別電極２２７ａに相当）からの信号は、コネクタ１４６ａ〜１４６ｆを介して測定回路部１０４の切換回路１５０に入力される。センサ１２１の接続電極１３１ａ〜１３５ａ、基準電極１３３ｃから入力されると、切換回路１５０の出力は、電流／電圧変換器１５１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）１５２を介して演算部１５３の入力に接続されている。この演算部１５３の出力は、液晶で形成された表示部５７と送信部１５４に接続されている。また、切換回路１５０は基準電圧源１５５が接続されている。なお、この基準電圧源１５５はグランド電位であっても良い。

制御部１５６は、マイクロコンピュータ等により構成され、穿刺動作及び血液測定動作を含む高電圧発生回路２１ａ及び血液検査装置１００全体の制御を行うとともに、穿刺残数算出部５５による穿刺残数算出及び穿刺残数表示処理を実行する。制御部１５６には、入力部４９、タイマ５８、蓋開閉検知センサ５９及び皮膚検知センサ１１０ｄ（図２３参照）から信号が入力される。制御部１５６は、切換回路１５０の制御端子、演算部１５３、高電圧発生回路２１ａ、負圧手段１０２、穿刺残数算出部５５及び通信部１５４に各制御信号を出力する。

電圧・電流検出部５１は、電池２２の電圧と電池２２から流出する電流を検出し、電圧・電流検出結果を消費電力測定部５２と電池残量測定部５３に出力する。

消費電力測定部５２は、消費電力を一回の検査動作（すなわち負圧、穿刺、測定の一連の動作）における電池２２から流出した電流値（Ａ）と電池２２の電圧（Ｖ）と検査のために要した時間（ｈ）との積で計算する。血液検査動作とは、検査に関わる動作、すなわち、皮膚当接し、負圧、穿刺、測定、結果表示の一連の動作をいう。

消費電力測定部５２は、血液成分測定システム全体の消費電力を測定する消費電力測定部であり、レーザ消費電力測定部、負圧手段消費電力測定部及び血液検査回路消費電力測定部から構成される。なお、レーザ消費電力測定部は、１回分の検査（穿刺）動作時におけるレーザ発射装置２６の消費電力を測定する。負圧手段消費電力測定部は、１回分の検査（穿刺及び測定）動作時における負圧手段１０２の消費電力を測定する。血液検査測定回路消費電力測定部は、測定回路部１０４の１回分の検査（測定）の消費電力を測定する。

ここで、消費電力測定部５２は、血液検査における一連の動作分の消費電力を測定してもよいし、レーザユニット部２６、負圧手段１０２及び測定回路部１０４それぞれの消費電力の和を求めてもよい。

電池残量測定部５３は、残量測定専用ＩＣなどからなり、電池２２のバッテリ残量測定を測定する。電池残量測定部５３は、無負荷時の電圧値や電流値を積算し、これを電池２２の交換時の容量から減算することで電池残量を算出する。

メモリ５４は、ＥＥＰＲＯＭやフラッシュメモリ等の不揮発性メモリなどからなり、穿刺の度に消費電力測定部５２で測定された各消費電力データを格納する。本実施の形態では、メモリ５４は、使用者の使用状態によって血液検査回数を学習するための、過去の消費電カデータを記憶する。メモリ５４は、消費電力測定部５２により測定された各測定データを記憶し、血液検査回数算出部５５により読み出される。

穿刺残数算出部５５は、測定した電池残量を、穿刺１回分の消費電力で除することで穿刺可能残回数を算出する。

レーザユニット部２６と負圧手段１０２による消費電力が支配的であり、表示部５７や電気回路部１０３などのシステムで消費される電力は無視することもできる。しかし、算出精度の向上のためには、レーザユニット部２６及び負圧手段１０２の消費電力に加え、システムで消費される電力も含むことが好ましい。また、穿刺残数算出部５５は、メモリ５４に格納された過去の消費電力の平均値を基に、穿刺残数を算出する態様でもよい。メモリ５４に格納された過去の消費電力の平均値を用いれば算出精度を向上させることが可能となる。

測定回路部１０４は、血液成分を測定検査する血液成分測定部であり、基準電圧源１５５、切換回路１５０、電流／電圧変換器１５１、Ａ／Ｄ変換器１５２、及び演算部１５３から構成される。切換回路１５０の出力は、電流／電圧変換器１５１の入力に接続され、電流／電圧変換器１５１の出力は、Ａ／Ｄ変換器１５２を介して、演算部１５３の入力に接続される。演算部１５３の出力は、通信部１５４及び表示部２６０に接続される。また、切換回路１５０には基準電圧源１５５が接続されている。基準電圧源１５５はグランド電位であってもよい。

タイマ５８は、皮膚の盛り上がりに要する時間を経時する。高電圧チャージと皮膚の盛り上がり時間は、夫々異なる経時であってもよい。

表示部５７は、ＬＣＤ及び表示ドライバ回路等からなり、穿刺残数を含む穿刺情報を表示する。表示部５７は、血液検査回数が所定以下のとき、その旨を報知・警告する報知手段としての機能を有する。例えば、表示部５７は、血液検査回数が所定以下のとき、警告が目立つ赤色表示とする。また、表示の際、警告を目立たせる効果（警告マーク、点滅など）を表示する。

以下、上述のように構成された血液検査装置１００の動作について説明する。

まず、電気回路部１０３の測定動作を説明する。

まず、切換回路１５０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を、決定されたコネクタを介して電流／電圧変換器１５１に接続する。また、血液の流入を検知するための検知極となる検出電極を、決定されたコネクタを介して基準電圧源１５５に接続する。

そして、作用極となる検出電極と検知極となる検出電極との間に、一定の電圧を印加する。この状態で、血液が検出部に流入すると、２つの検出電極間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３は、そのデジタル値に基づいて、血液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、検出部で血液が検出されない場合や、血液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５７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１５６の指令により切換回路１５０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を、コネクタを介して電流／電圧変換器１５１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を、コネクタを介して基準電圧源１５５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１５１及び基準電圧源１５５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１５６の指令により、作用極となる検出電極と前記対極となる検出電極との間に、一定の電圧（０．２〜０．５Ｖ）を印加する。そして、２つの検出電極間に流れた電流を、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換する。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３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値の測定が行われる。まず、制御部１５６からの指令により切換回路１５０切り換える。Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極を、コネクタを介して電流／電圧変換器１５１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を、コネクタを介して基準電圧源１５５に接続する。

次に、制御部１５６の指令により、作用極となる検出電極と対極となる検出電極との間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。２つの検出電極間に流れる電流は、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換される。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３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又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５７に表示される。

また、補正された結果は、通信部１５４からインスリン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、図２７を用いて血液検査装置１００の検査方法を説明する。先ずステップＳ１６１では、予備チャージボタン４９ｂの押下を待つ。この予備チャージボタン４９ｂがオンされると、ステップＳ１６２へ移行し予備チャージの完了を待つ。なお、予備チャージは高電圧発生回路２１ａにより行う。

予備チャージが完了すると表示部５７に予備チャージの完了と穿刺部１０１ａを皮膚９に当接を促す表示を行う。患者はこの表示に従って、血液検査装置１００の穿刺部１０１ａを患者の皮膚９に当接させる。この皮膚９への当接検知は皮膚検知センサ１１０ｄの出力で行う。皮膚９への当接が確認されたらステップＳ１６４に移行し、負圧手段１０２を動作させて穿刺部１０１ａに設けられた負圧室１０２ｂ内に負圧を加える。負圧を加えることにより皮膚９は盛り上がる。

負圧手段１０２の動作に伴う電流の変化或いはタイマ５８により予め定められた時間が経過すると、穿刺に充分な皮膚９が盛り上がったと判断し、ステップＳ１６５に移行する。ステップＳ１６５では、皮膚検知センサ１１０ｄの出力があることを条件（論理積条件）に、表示部５７に穿刺可である旨の表示をする。そして、ステップＳ１６６に移行し、穿刺ボタン４９ｄの押下を待つ。この穿刺ボタン４９ｄが押下されると、この穿刺ボタン４９ｄの押下信号は高電圧発生回路２１ａに入力され、ステップＳ１６７へ移行する。なお、この場合も皮膚検知センサ１１０ｄの出力があることが条件である。これは、血液検査装置１００の穿刺部１０１ａが、皮膚９に当接していないにもかかわらず、誤ってレーザ光を発射させないためである。

ステップＳ１６７では、ステップＳ１６５で行った表示をオフする。そして、ステップＳ１６８へ移行する。ステップＳ１６８では皮膚９の穿刺により、滲出した血液がセンサ１２１の貯留部１２６に取り込まれる。この貯留部１２６に取り込まれた血液は、供給路１２７による毛細管現象により一気に（定まった流速で）検出部１２８に取り込まれる。そして、血液の血糖値が測定される。

ステップＳ１６８で血糖値が測定されたら、ステップＳ１６９に移行し、負圧手段１０２をオフする。そして、ステップＳ１７０に移行する。ステップＳ１７０では、測定した血糖値を表示部５７に表示する。なお、負圧手段１０２のオフは、血液が検出電極１４２へ到達した時点でオフにしても良い。

ステップＳ１７０において測定結果の表示をした後、ステップＳ１７１に移行し、穿刺日と穿刺時間をメモリ５４に格納する。これは、穿刺時間の管理をするとともに、この穿刺時間の統計的処理を行い、穿刺時間が近づいたら予備チャージの実施と忘穿刺を予防するために患者へ告知するためである。

なお、本実施の形態においては、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始しておけばユーザはチャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。なお、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となる。この損失を少なくするために、例えば学習機能を持たせることもできる。即ち、タイマ等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして保存し、それを基に予想される次回の穿刺時間の少し前（過去の統計で算出）に自動的に予備チャージを開始する。このことにより、予備チャージの効果により損失を減少させることができる。

また、本実施の形態の血液検査装置１００では、予備チャージボタン４９ｂの押下により予備チャージを開始する構成としたが、これに限らず、予備チャージは、蓋開閉検知センサ５９または皮膚検知センサ１１０ｄ（図２３参照）を用いて開始するようにしてもよい。

例えば、蓋開閉検知センサ５９が蓋体５２ｂの開を検知した際、或いは、皮膚検知１０ｄが皮膚の当接を検知した際、検知結果が入力されるタイミングで、制御部１５６を介して高電圧発生回路２１ａにおいて予備チャージを開始する。これにより、患者が穿刺装置５０の蓋体５１ｂを開けたり或いは、指を穿刺位置に配置したりするだけで、高電圧発生回路２１ａにおける予備チャージを自動的に開始することができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けたり、或いは、指を穿刺位置に配置したりするだけで、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。

また、本チャージの開始タイミングを、蓋開閉検知センサ５９（図２３参照）が蓋体の開を検知した際、これに連動して、制御部２８が本チャージを開始するようにしてもよい。これら場合、蓋体が開く前又は、穿刺位置に指が配置される前に、予備チャージを終了しておくことになるが、前回の穿刺直後に、予備チャージを開始したり、学習回路部２８４（図３参照）からの出力を用いて、予想使用時刻より前に予備チャージを終了したりすることにより実現する。

よって、蓋を開けたり、或いは穿刺位置に指を位置させるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態にすることができる。これにより、患者は、蓋体を開けたり、或いは、指を穿刺位置に位置させた後、穿刺ボタンを押下するだけで、待機することなく、直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

なお、本実施の形態の血液検査装置１００は、実施の形態１の高電圧発生回路２１を用いて説明したが、高電圧発生回路２１に代えて、高電圧発生回路２１ａ、３１、４０を適用してもよいことは勿論である。

２００７年１０月１１日出願の特願２００７−２６５１７５及び２００７年１０月１１日出願の特願２００７−２６５１７６の日本出願に含まれる明細書、図面及び要約書の開示内容は、すべて本願に援用される。

本発明にかかる高電圧発生回路は、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる効果を有し、レーザ穿刺装置を用いた穿刺装置や血液検査装置等に有用である。

本発明は、レーザ穿刺装置を駆動する高電圧発生回路と、この高電圧発生回路を用いた穿刺装置と、この穿刺装置を用いた血液検査装置に関するものである。

糖尿病患者は、定期的に血糖値を測定し、この測定した血糖値に基づいてインスリンを注射したり、食事制限などを行い、血糖値を正常にコントロールする必要がある。このため、患者は測定機器を常時携帯し、日常的に患者自ら血糖値を測定する必要がある。そのため、患者は穿刺装置を用いて指先等の皮膚を穿刺し、皮膚から滲出した血液を血糖値測定機につけて血糖値を測定する。血糖値以外にも乳酸やヘモグロビンＡ１Ｃなどの生体情報なども穿刺装置を用いて得られた血液を使って測定を行う。

現在、針式の穿刺装置が一般的となっているが、感染などの危険性が重要視されてきており、レーザを用いたレーザ穿刺装置を備える穿刺装置が知られている。この従来のレーザ穿刺装置を駆動する高電圧発生回路１は、図１に示すように、電池２に接続されるスイッチ３と、このスイッチ３に接続された昇圧回路４と、この昇圧回路４の出力に接続されるとともにレーザ穿刺装置５を構成するフラッシュランプ（光源の一例として用いた）５ａに接続されるコンデンサ６と、昇圧回路４の出力に接続されるとともに、患者の操作によりトリガ信号を発生させるトリガスイッチ７ａと、このトリガスイッチ７ａに接続されたトリガ回路７とで構成されており、このトリガ回路７は、フラッシュランプ５ａに設けられたトリガ電極５ｂに接続されていた。

ここで、電池２は、起電力３．７Ｖのリチウムイオン電池を用い、コンデンサ６は、３００μＦのものを用いている。そして、昇圧回路４からコンデンサ６への充電電流は１．２Ａで充電しており、レーザ穿刺装置５は発振電圧４００Ｖであって、最低発振電圧は３００Ｖのものを用いている。

この高電圧発生回路１では、スイッチ３をオンすることにより、電池２の出力電流が昇圧回路４を介してコンデンサ６に入力され、コンデンサ６は充電（チャージ）される。コンデンサ６への充電に伴いコンデンサ６の端子電圧は上昇する。これによってフラッシュランプ５ａの両端電圧も同じく上昇する。

約７秒間の充電で、フラッシュランプ５ａの両端電圧が発振電圧（約４００Ｖ）まで上昇し、その後、患者がトリガスイッチ７ａをオンする。そうするとフラッシュランプ５ａが点灯し、その光エネルギ５ｄでレーザ結晶５ｅを励起させる。レーザ結晶５ｅからは、レーザ光５ｆが発射され、このレーザ光５ｆはレンズ５ｇを通過して、皮膚９を穿刺する。皮膚９が穿刺されると皮膚９からは血液１０が滲出する。

なお、この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、例えば、特許文献１、特許文献２が知られている。
特開２００３−３８６６２号公報 特開２００４−１９５２４５号公報

しかしながら、このような従来の高電圧発生回路１では、コンデンサ６を充電して発振電圧になるまでに７秒以上かかっていた。即ち、スイッチ３をオンした後、７秒以上後待
たなければトリガスイッチ７ａをオンしても予め設定された強さのレーザ光は発射されなかった。

今、この様子を少し詳細に説明する。図２は、コンデンサ６を充電する電流（チャージ電流）と、その充電に要する時間（チャージ時間）及びその際の電量損失との関係を示す図である。図２に示すようにチャージ電流は、チャージ時間及び電量損実と反比例の関係となっている。即ち、特性曲線Ｃ１に示すように、充電する電流が大きく（図２で右方）なれば、充電に要するチャージ時間が短く（図２で下方）なり、充電するチャージ電流が小さければ、充電に要するチャージ時間が長くなる。

一方、電池２の内部抵抗によって、特性曲線Ｃ２で示すように、チャージ電流が大きくなると、内部抵抗による電量損失が大きく（図２で上方）なり、チャージ電流が少なくなれば、電量損失は小さくなる。なお、電量損失はチャージ電流の２乗に比例して増大する。

よって、コンデンサ６へのチャージ電流を大きくすれば、チャージ時間は短くなるが、電力損失の増加、電池への負荷の増大によって電池寿命の短縮につながる。これは医療機器においては重大な問題であり、患者が必要なときに穿刺が行えず、患者の状態を著しく悪化させる原因となりうる。

このような、電池の内部抵抗による電量損失とチャージ充電に要するチャージ時間の兼ね合いを踏まえて、電池の電量損失及びチャージ電流量を極力小さくしつつ、極力短時間で、コンデンサに充電したいという要望がある。例えば、コンデンサを充電する電流（チャージ電流）を１．２Ａに設定し、この設定により充電に要する時間（チャージ時間）は７秒となり、この時間の更なる短縮が望まれる。なお、相反する関係ではあるが、このときの電池の電量損失は７．０６Ｊであり、この電池の電量損失の低減も望まれている。

本発明の目的は、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できるレーザ穿刺用の高電圧発生回路、穿刺装置及び血液検査装置を提供することである。

本発明の高電圧発生回路は、レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給するコンデンサと、前記コンデンサに電流を供給する昇圧回路と、前記コンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路を制御する制御部とを備え、前記制御部は、前記昇圧回路に、第１のタイミングにおいて第１の電流値による前記コンデンサへの充電を開始させ、前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて前記第１の電流値よりも高い第２の電流値により前記コンデンサへの充電を開始させる構成を採る。

本発明の高電圧発生回路は、レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給する複数のコンデンサと、前記複数のコンデンサの接続状態を直列接続又は並列接続に切り替える切替部と、複数のコンデンサに電流を供給する昇圧回路と、複数のコンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路及び前記切替部を制御する制御部と、を備え、前記制御部は、第１のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを並列接続にした状態で、前記昇圧回路に前記複数のコンデンサへの充電を開始させ、前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを直列接続す
る構成を採る。

本発明の穿刺装置は、上記構成の高電圧発生回路と、前記レーザ穿刺ユニットとを有する構成を採る。

本発明の血液検査装置は、上記構成の穿刺装置と、穿刺された皮膚から滲出した血液成分を分析する血液センサとを有する構成を採る。

本発明によれば、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる。

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。

（実施の形態１）
図３は、実施の形態１における高電圧発生回路２１を備える穿刺装置２０の要部構成を示すブロック図である。穿刺装置２０は、高電圧発生回路２１と、電池２２と、レーザユニット部（レーザ穿刺ユニット）２６とを有する。

高電圧発生回路２１の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザユニット部２６に接続されている。

電池２２としては、ここでは、内部抵抗０．７Ω、起電力３．７Ｖの二次電池が用いられているが、二次電池に限らず一次電池を用いてもよい。本実施の形態では、二次電池のリチウムイオン電池を使用している。この他に二次電池としては、ニッケル水素電池、ニカド電池等がある。なお、一次電池としてはリチウム電池、マンガン乾電池、アルカリ乾電池等があり、何れでも使用することができる。電池２２は、高電圧発生回路２１の昇圧回路部２４の入力に接続され、昇圧回路部２４を介して高電圧発生回路２１のコンデンサ２５に電力供給を行う。

高電圧発生回路２１は、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部２３と、コンデンサ２５と、コンデンサ電圧測定部２７と、制御部２８と、入力部２９と、表示部３９とを有する。

チャージ電流測定部２３は、昇降回路部２４から出力される電流を測定し、その測定結果を制御部２８に出力する。

昇圧回路部２４は、入力電圧よりも高い電圧を出力する。昇圧回路部２４の入力側は、電池２２のプラス側に接続されている。昇圧回路部２４の出力側は、チャージ電流測定部２３を介してコンデンサ２５の一端部に接続されている。すなわち、昇圧回路部２４の出力と電池２２のマイナス側の間にはチャージ電流測定部２３を介してコンデンサ２５が接続されている。なお、昇圧回路部２４は、出力側でチャージ電流測定部２３に接続されている。

ここでは、昇圧回路部２４は、入力された３〜５Ｖの電圧を２００〜７００Ｖまで可変して昇圧する。

図４は、昇圧回路部２４の構成の一例を示すブロック図であり、図５は、図４に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図である。

図４に示す昇圧回路部２４としてのコンバータは、入力される電圧を昇圧して出力するものであり、ここでは昇圧チョッパ回路を用いている。昇圧回路部２４では、入力部２４ａを介して電池２２からの電圧が入力される電流平滑用インダクタンスＬに、スイッチング用トランジスタＱのスイッチング出力端及び整流用ダイオードＤの一端が接続されている。整流用ダイオードＤの他端には、電圧平滑用コンデンサＣと出力端子部２４ｂとが接続されている。また、スイッチング用トランジスタＱのスイッチング入力端には、パルス発生器２４ｃが接続されている、このパルス発生器２４ｃには、外部の制御部２８（図３参照）が接続されており、制御部２８から制御入力信号が入力されることによって、スイッチング用トランジスタＱにパルス波を出力する。

パルス発生器２４ｃは、制御入力信号を受けて図５に示すように、所定の周期（１ｋＨ
ｚ〜４０ｋＨｚ）において、オン時間Ｔｏｎの割合を変化させるパルス波を発生する。このオン時間の割合によってスイッチング用トランジスタＱを介して、出力の電圧または電流を変化させる。

この昇圧回路部２４の出力側で接続されるチャージ電流測定部２３は、昇圧回路部２４から出力されてコンデンサ２５に入力される電流を測定する。なお、チャージ電流測定部２３の出力端は、コンデンサ２５、レーザユニット部２６、コンデンサ電圧測定部２７を介して電池２２（電池２２のマイナス側）に接続されている。

コンデンサ２５は、昇圧回路部２４から出力される電気（電荷）を充電して、レーザユニット部２６の電源となる。コンデンサ２５の両端は、レーザユニット部２６のコンデンサ入力電源部及びコンデンサ電圧測定部２７が接続されている。例えば、コンデンサ２５は、静電容量は３００μＦで、耐圧５００Ｖのものを用いてもよい。

図６はレーザユニット部２６のブロック図である。

図６に示すレーザユニット部２６において、鏡筒２６ａは、円または楕円形をした筒形状であり、その内周面は、光源を効率よく反射するために鏡面に仕上げられている。

ここでは、鏡筒２６ａを共焦点系となるような楕円形状とし、この鏡筒２６ａの一方の焦点にはフラッシュランプ（光源の一例とする）２６ｂを配置し、他方の焦点には、レーザロッド２６ｃを配置している。これにより、フラッシュランプ２６ｂから発射された光が効率良くレーザロッド２６ｃに照射される。

レーザロッド２６ｃの一方の端面には、反射率が８５％〜９５％程度の第１の反射膜２６ｄを成膜している。また、レーザロッド２６ｃの他方の端面には、反射率が９９％以上の第２の反射膜２６ｅを成膜している。

フラッシュランプ２６ｂは、キセノンガスなどを封入してなる。このフラッシュランプ２６ｂの両端には、第１コンデンサ接続部２６ｍ、第２コンデンサ接続部２６ｎを介して、コンデンサ２５の両端部が接続されている。また、フラッシュランプ２６ｂには、トリガ回路部２６ｈが接続されている。

トリガ回路部２６ｈは、トリガ信号入力部２６ｐを介して、制御部２８に接続されている。トリガ回路部２６ｈは、トリガ信号入力部２６ｐを介して入力される制御部２８からのトリガ信号によって、コンデンサ２５から高電圧が印加されたフラッシュランプ２６ｂに、電圧を瞬間的に印加して発光させる。

すなわち、コンデンサ２５の電圧が２００Ｖ〜７００Ｖになるようにチャージされた際には、フラッシュランプ２６ｂ中は絶縁状態であるため発光しない。この状態の後で、つまり、コンデンサ２５が、フラッシュランプ２６ｂに、当該フラッシュランプ２６ｂの両端から２００Ｖ〜７００Ｖの電圧を印加した後で、トリガ回路部２６ｈによって５〜１０ｋＶの電圧を瞬間的に印加すると、フラッシュランプ２６ｂでは誘導放電が開始され、その後、コンデンサ２５から電流が流れ込み発光する。この発光した光が鏡筒２６ａによってレーザロッド２６ｃに集光される。

このようにレーザロッド２６ｃに集光された光は、レーザロッド２６ｃ内に存在するドープされたレーザ動作物質（本例ではＥｒ：ＹＡＧ）を励起し、波長が約２．９４μｍの光を発生させる。

発生した光は、レーザロッド２６ｃ内で第１の反射膜２６ｄと第２の反射膜２６ｅ間を共振するとともに増幅される。

増幅された光の強度がある閾値よりも高くなった光は、第１反射膜２６ｄを通過し、出射口２６ｋを通ってレーザ出力光（レーザ光）として外部に出力される。本実施の形態におけるレーザユニット部２６では、Ｅｒ：ＹＡＧをドープしたレーザロッド２６ｃを用いるため、レーザユニット部２６は、レーザ波長が約２．９４μｍのレーザ光を出射する。

なお、出射口２６ｋの前方には、図示しない凸レンズが、透過するレーザ光の焦点が患者の皮膚で結ぶように設けられている。皮膚が穿刺されると、皮膚からは血液が滲出する。

図３に戻り、コンデンサ電圧測定部２７は、電池２２及びコンデンサ２５の両端（入出力端）に接続され、コンデンサ２５の電圧を測定する。コンデンサ電圧測定部２７は、ここでは、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）コンバータで構成されている。コンデンサ電圧測定部２７は、測定したコンデンサ２５の電圧値を制御部２８に出力する。

入力部２９は、スイッチ等から構成されており、制御部２８に接続されている。患者からの入力があった場合、制御部２８に通知し、この通知に基づいて、制御部２８は、各部を制御する。

表示部３９は、ＬＣＤやＬＥＤなどで構成されており、制御部２８に接続されており、制御部２８から入力される情報を表示し、患者に視認させる。

制御部２８は、チャージ電流測定部２３とコンデンサ電圧測定部２７からの入力に基づいて、コンデンサ２５へのチャージ量（電流値）を決定し、決定したチャージ量を出力する指示信号を昇圧回路部２４に出力する。この昇圧回路部２４への制御信号の出力によって、制御部２８は、昇圧回路部２４から出力される電流量と昇圧電圧を制御する。また、制御部２８は、各部の入力に基づいて、レーザの発射を制御するトリガ出力信号を、トリガ信号入力部２６ｐに出力し、レーザユニット部２６にレーザ光を発射させる。

このように制御部２８は、コンデンサ２５のチャージ状態を制御し、且つ、レーザ発射のタイミングを制御する。

制御部２８は、コンデンサ２５のチャージ状態を制御することによって、レーザユニット部２６が穿刺可能なレーザ光を発振する穿刺レーザ発振電圧（第２のチャージ電圧）までの電圧を制御する。

具体的には、制御部２８は、所定のタイミングで、昇圧回路部２４を制御し、第１の電流値によるコンデンサ２５の充電を開始し、第１の電流値でコンデンサ２５を充電した後、所定のタイミングで、第１の電流値より大きい第２の電流値でコンデンサ２５を充電する。

ここで、第１の電流値は、コンデンサ２５を電源部とするレーザユニット部２６においてレーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）以下の電圧（第１閾値）が印加されるまでの電流値である。つまり、第１の電流値は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に、レーザユニット部２６からレーザ光が発射されない電圧を印加する値である。この第１の電流値を用いて制御部２８が昇圧回路部２４を制御することを予備チャージと称し、レーザユニット部２６においてレーザ発振が行われる電圧以下の電圧である電圧（レーザ光が発射されない電圧）を予備チャージ電圧（第１のチャージ電圧）と称する。制御
部２８は、レーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）よりも少し低い電圧、例えば１０Ｖ低い電圧に到達した時点で、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への電流の供給を停止させる。

この第１の電流値は、レーザユニット部２６（図６参照）固有の構成によって決定される。具体的には、第１の電流値は、フラッシュランプ２６ｂのランプ径、アーク長と、鏡筒２６ａの配置、反射率と、レーザロッド２６ｃの共振器反射率、径、長さ等により決定される。

なお、制御部２８が予備チャージを行う所定のタイミング（開始タイミング）は、例えば、１）「穿刺後直ぐに開始する場合」、２）「学習機能により自動開始する場合」、３）「患者の穿刺準備動作により開始する場合」が挙げられる。なお、これら３つの開始タイミングの詳細は後述する。

また、第２の電流値は、コンデンサ２５を電源部とするレーザユニット部２６において穿刺可能なレーザ発振が行われる穿刺レーザ発振電圧（第２閾値）を印加する電流値である。つまり、第２の電流値は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に、レーザユニット部２６にレーザ穿刺可能な状態の電圧を印加する値である。この第２の電圧値を用いて制御部２８が昇圧回路部２４を制御することを本チャージ、レーザユニット部２６においてレーザ穿刺可能な状態の電圧である穿刺レーザ発振電圧を、本チャージ電圧（第２のチャージ電圧）とも称する。

また、制御部２８は、本チャージ終了により穿刺可能なレーザの発射準備が完了した状態のレーザユニット部２６に、トリガ信号を出力し、レーザ発振によって穿刺させる。具体的に、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７から、コンデンサ２５が穿刺レーザ発振電圧まで充電された情報（穿刺レーザ発振電圧値）が入力されると、トリガ信号をトリガ信号入力部２６ｐに出力する。トリガ信号入力部２６ｐを介してトリガ信号がトリガ回路部２６ｈに入力されることによって、レーザユニット部２６からレーザ光が発射する。

さらに、制御部２８は、チャージ電流測定部２３、コンデンサ電圧測定部２７等の各部から入力や、決定したチャージ量などを示す情報を表示部３９に出力して、患者に対してシステムの状態を通知する。

以上のように構成された高電圧発生回路２１は、高電圧発生回路２１を起動すると、昇圧回路部２４を介して電荷がコンデンサ２５に充電される。このときのチャージの電流値は電池２２の損失の影響が小さくなるような電流である。コンデンサ２５には、レーザ発振電圧（例えば、約３００Ｖ）以下の電圧（例えば、２９０Ｖ）になるまで充電される。即ち、予備チャージ電圧になるまで充電される。なお、コンデンサ２５の両端の電圧は、コンデンサ電圧測定部２７で測定されている。この予備チャージ電圧では、レーザユニット部２６からレーザ光が発射されることはなく安全である。

続いて、例えば、患者の操作により入力部２９のスイッチがオンすると、電池２２から昇圧回路部２４を介して更に電荷がコンデンサ２５に充電される。このときコンデンサ２５では、穿刺レーザ発振電圧（例えば、約４００Ｖ）まで充電される。従って、レーザユニット部２６から予め定められた強度のレーザ光の発射が可能となり、レーザ光が発射される。

本高電圧発生回路２１を備える穿刺装置において、「本チャージ後、すぐに穿刺する」場合について、時間に基づいて説明する。図７は、本発明の実施の形態１に係る高電圧発生回路２１の動作を説明するための動作タイミング図である。図７において、横軸は時間
、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ１はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ２はチャージ電圧を示す。

高電圧発生回路２１のシステムが、起動すると、制御部２８は、「予備チャージ開始」時刻ｔ１において、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５に予備チャージを開始する。このときのチャージ電流は、電池２２の電力損失（電池２２内の内部抵抗による損失）が小さくなるように、例えば１００ｍＡでチャージされる。この状態において制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を介してコンデンサ２５の両端の電圧を監視する。

チャージ電流Ｌ１が０．１Ａで制御されることによって、コンデンサ２５は、点ｔ２まで３５秒かけてチャージされる。即ち、コンデンサ２５へのチャージ量が２９０Ｖ（予備チャージ電圧Ｅ１）になるまでチャージする。このように従来に比べて小電流（０．１Ａ）でチャージする目的は、電池２２の電力損失を少なくするためである。また、チャージ量（Ｌ２）を最低発振電圧（３００Ｖ）未満の２９０Ｖに制御するのは、誤ってレーザ光を発射させないためである。

コンデンサ２５の電圧がレーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧Ｅ１（本実施の形態では２９０Ｖ）になる「予備チャージ終了」時刻ｔ２になると制御部２８は、昇圧回路部２４を介して、コンデンサ２５への予備チャージを終了する。

この状態でシステムは患者による操作、つまり、入力部２９からの穿刺ボタン等のスイッチ押下による穿刺開始（本チャージを含む穿刺指示）の旨の入力を待つ。

穿刺ボタンなどがスイッチ押下されると、入力部２９から穿刺開始の旨の信号が制御部２８に入力される。これにより、制御部２８は、「ユーザによる操作」及び「本チャージ開始」時刻ｔ３において、昇圧回路部２４を用いて本チャージを開始する。本チャージにおけるチャージ電流はチャージ時間を短くするために、例えば２Ａでチャージされる。この状態において、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を用いて、予備チャージと同じようにコンデンサの両端の電圧を監視する。コンデンサ２５の電圧が設定電圧、本実施の形態においては穿刺レーザ発振電圧である本チャージ電圧Ｅ２（例えば、４００Ｖ）になるとシステム（制御部２８）は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力して、レーザユニット部２６にレーザを発射させる。図７ではコンデンサ２５の電圧が本チャージ電圧Ｅ２に達した際の点を「本チャージ終了」及び「レーザ穿刺」時刻ｔ４で示す。

なお、本チャージにおけるチャージ電流は従来に比べて大きくなるが、それ以上にチャージ時間が短い（２．７秒）ため、電池２２の電力損失は少ない。

また、この本チャージ時における待ち時間（例えば２秒程度）はブザー等の放音部（図示しない）や表示部３９などによって患者にわかるようにするのがよい。例えば、制御部２８は、コンデンサ電圧測定部２７を介してコンデンサ２５の電圧が設定電圧であることが測定された際に、接続された放音部や表示部３９を介して、ｔ４点までブザー音を放音させたり、表示部３９に本チャージ中である旨を表示させたりする。

レーザユニット部２６からレーザが発射されると、コンデンサ２５のチャージ量はほぼ０となり、システム（制御部２８）は、次の穿刺に備えて、昇圧回路部２４を用いて再び予備チャージを開始する。

このように、制御部２８は、コンデンサ電圧測定回路部２７を介して、コンデンサ２５の両端の電圧を測定し、この測定した電圧に基づいて、制御部２８では予備チャージ電圧Ｅ１、レーザ発振電圧Ｅ２を認識して昇圧回路部２４を制御する。よって、レーザ穿刺用
のコンデンサ２５の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる。

例えば、本実施の形態では、予備チャージをしているので、トリガスイッチ（入力部２９の一部）をオンしてからレーザ光が発射するまでの待ち時間は、２．７秒と短い。また、本チャージ電流は大きいが予備チャージに要する時間が短いので、全体として電池２２の電力損失は少なくなる。一般に、コンデンサ２５のチャージエネルギＱｃは（式１）で表される。

このコンデンサ２５を発振電圧の４００Ｖまでチャージするために必要なエネルギは、コンデンサ２５の静電容量を３００μＦ、電圧Ｖｃを４００Ｖとすると２４Ｊとなる。ここで、昇圧回路部２４の損失は少ないので無視するものとする。また、コンデンサ２５にチャージされるエネルギＱｂは（式２）で表される。

この（式２）において、Ｖｂ・Ｉ・ｔは電池２２から流出するエネルギであり、ｒ・Ｉ２乗・ｔはその内電池２２により消費されるエネルギである。
（式２）において、従来の高電圧発生回路１におけるチャージ時間は、電流を１．２Ａとすると、７秒となり、損失は約７．０６Ｊとなる。

これに対して本実施の形態における予備チャージでは、予備チャージ電圧Ｅ１を２９０Ｖとし、電流を０．１Ａとすると、予備チャージ時間は３５秒となり、損失は０．２５Ｊとなる。また、本チャージにおける本チャージ電圧（レーザ発振電圧Ｅ２）を４００Ｖし、電流を１．７Ａとすると、本チャージ時間は２．７秒となり、損失は５．４６Ｊとなる。この比較を（表１）に示す。

以上、説明したように、本実施の形態では、合計の損失は５．７１Ｊとなり、ユーザによるチャージ開始動作からの待ち時間は２．７秒となる。このように、従来の高電圧発生回路１に比べて、待ち時間と損失が改善される。

本実施の形態においては、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始しておけばユーザはチャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。

すなわち、高電圧発生回路２１を備える穿刺装置では、穿刺後直ぐに予備チャージを開始して、次の穿刺のための準備を行うため、一日の使用頻度が多い患者或いは、病院などで連続して使用する場合においては好適である。

このような高電圧発生回路２１の制御部２８よる予備チャージの開始は、放電による電量損失を防止するために、レーザ穿刺後すぐに予備チャージを開始（「穿刺後直ぐに開始する場合」に対応）せず、学習機能によって予備チャージの開始を決定する（「学習機能により自動開始する場合」に対応）か、患者による穿刺準備動作によって予備チャージを開始（「患者の穿刺準備動作により開始する場合」に対応）してもよい。

例えば、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となる。この損失を少なくするために、例えば学習機能を持たせることもできる。即ち、タイマ等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして保存し、それを基に予想される次回の穿刺時間の少し前（過去の統計で算出）に自動的に予備チャージを開始する。このことにより、予備チャージの効果により損失を減少させることができる。

このように、高電圧発生回路２１において、患者の毎日の穿刺時間を記録し、その穿刺時間の所定時間前に予備チャージを開始する「学習機能による自動開始」機能を有する高電圧発生回路２１について説明する。

図８は、制御部２８の構成を示す機能ブロック図である。

制御部２８は、チャージ制御部２８１と、タイマ２８２と、学習回路部（穿刺タイミング学習部）２８４と、記録部２８６とを有する。

チャージ制御部２８１は、上述した制御部２８の機能を有するものであり、チャージ電流測定部２３とコンデンサ電圧測定部２７からの入力に基づいて、コンデンサ２５へのチャージ量（電流値）を決定し、決定したチャージ量を出力する指示信号を昇圧回路部２４に出力する。この昇圧回路部２４への制御信号の出力によって、チャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４から出力される電流量と昇圧電圧を制御する。

すなわち、チャージ制御部２８１は、入力部２９を介したユーザからの指示またはコンデンサ電圧測定部２７からのコンデンサの電圧に基づいて昇圧回路部２４を制御し、入力部２９又は学習回路部２８４等の外部から入力される予備チャージ開始タイミングにおいて、第１の電流値によりコンデンサ２５への充電を開始させる。

また、チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５の電圧が、レーザ発振が行われる電圧（最低レーザ発振電圧）よりも例えば１０Ｖ低い電圧に到達した時点で、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への電流の供給を停止させる。

チャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４を制御して、予備チャージ開始タイミングより後の本チャージ開始タイミングにおいて、第１の電流値よりも高い第２の電流値によりコンデンサ２５への充電を開始させる。

このようにチャージ制御部２８１は、チャージ電流測定部２３およびコンデンサ電圧測定部２７からの入力を基に昇圧回路部２４に指令を与え、昇圧回路部２４を任意の電圧または電流になるように制御する。

また、チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５へのレーザ発振電圧の印加によって、レーザの発射を制御するトリガ出力信号を、トリガ信号入力部２６ｐに出力し、レーザユニット部２６にレーザ光を発射させる。

タイマ２８２は、高電圧発生回路２１のシステムの時間を計時して、チャージ制御部２８１に出力し、この出力された信号に基づいて、チャージ制御部２８１では、予備チャージの開始時間が決定される。

また、チャージ制御部２８１がレーザユニット部２６にレーザ発射のためのトリガ信号を出力した際に、そのトリガ信号を出力した時間は学習回路部２８４に入力される。

学習回路部２８４は、チャージ制御部２８１からトリガ信号出力時間、つまり、レーザ穿刺が行われた時間が入力され、この入力された情報を記録部２８６に出力して保存する。学習回路部２８４は、記録部２８６に保存されたデータ（過去にレーザ穿刺を行った時間のデータ）を用いて患者の使用する時間を推測し、推定した患者の使用時間の所定時間前になるとその旨の信号をチャージ制御部２８１に出力する。この出力された信号に基づいてチャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４に昇圧出力制御信号（第１の電流値）を出力して、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５への予備チャージを開始する。

患者の１日の使用回数（血糖値の測定回数）は１〜６回と様々である。しかしながら使用時刻は基本的には食前食後であるため、おおよそ定期的に穿刺が行われる。学習機能によって予備チャージを開始する高電圧発生回路２１のシステムは、定期的に行われる穿刺の時間を記録しておき、毎日のその時刻の所定時間前、例えば２時間前に予備チャージを自動的に開始する。このように推定した、患者の使用時間の所定時間前に行うのは、患者が毎日穿刺装置を使用する使用時刻のバラツキを吸収する目的である。

図９は、記録部に記録される患者の使用回数を記録したテーブルの一例を示す図である。

図９に示すテーブルは、１日に３回穿刺を行う患者の１０分毎の使用回数を記録する記録部に使用回数を記録した使用回数の分布図である。

図９に示すテーブルに示すように、患者による穿刺装置の使用回数（穿刺回数）の分布を示すグラフＬ３は、患者は毎食後に穿刺を行うため、毎食後あたりの使用頻度が高いことを示している。この使用回数の分布（実線のグラフＬ３で示す）の移動平均、例えば１時間ごとの移動平均を計算すると破線で示すグラブＬ４で示される。このようなテーブルを用いて、学習回路部２８４は、破線Ｌ４のピーク点をこの患者の使用時刻（Ａ、Ｂ、Ｃ）と（見積もる。この見積もった使用時刻において予備チャージが既に完了している状態となるように、患者の使用時刻（Ａ、Ｂ、Ｃ）よりも所定時間前の予備チャージ開始タイミングを推定する。例えば、図９では、学習回数の２時間前（それぞれＡ’、Ｂ’、Ｃ’で示す時刻）を予備チャージの開始タイミングとすれば、（ここでは予備チャージは３０秒程度）患者が使用するとき（時刻Ａ、Ｂ、Ｃ）には既に予備チャージは完了されている状態となる。このように、推定した開始タイミング時刻Ａ’、Ｂ’、Ｃ’で予備チャージを開始すれば、予備チャージの完了から使用時刻Ａ、Ｂ、Ｃまでの時間は、長時間経過していないためコンデンサ２５の自己放電も小さくなる。

なお、使用頻度が低い時刻、つまり、いつもとは違う時刻に穿刺をおこなう場合に予備チャージを行う場合、患者による入力部２９のスイッチの押下によって、予備チャージの開始、つまり、「患者の穿刺準備動作による開始」の旨を示す信号を制御部２８に入力させて、この入力によって制御部２８が予備チャージを開始する構成にする。

図１０は、学習機能による予備チャージ開始を行う場合の制御を説明するシーケンス図である。なお、ここでは、患者の使用期間が十分長く、学習機能が動作している状態、つまり、予備チャージ開始を患者の操作で行わずに、記録部２８６に記録された患者の使用回数データ（学習データ）を用いて行う動作として説明する。

予備チャージの開始は、この機能を有する学習回路部２８４からの信号によって開始される。

図１０に示すように、先ずステップＳ１では、学習回路部２８４は、推定した予備チャージ開始タイミングをチャージ制御部２８１に通知し、この通知を受けてチャージ制御部２８１は予備チャージを開始する。具体的には、学習回路部２８４は過去のデータから計算した患者の使用時間の２時間前になるとチャージ制御部２８１に対して予備チャージ開始信号を出力する。

ステップＳ２では、予備チャージ開始信号が入力されたチャージ制御部２８１は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧を取得する。

さらに、ステップＳ３において、チャージ制御部２８１は、チャージ電流測定部２３からチャージ電流を取得して、ステップＳ４に移行する。

ステップＳ４では、チャージ制御部２８１は、取得したチャージ電流が１００ｍＡとなるように制御信号を計算して、ステップＳ５に移行する。

ステップＳ５では、チャージ制御部２８１は、計算した制御信号（昇圧出力制御信号）を昇圧回路部２４に出力する。これによって、昇圧回路部２４を介してコンデンサ２５へのチャージが開始される。

なお、チャージ制御部２８１は、ステップＳ２からステップＳ５までの処理を、コンデンサ２５の電圧が予備チャージ電圧である２９０Ｖ以下であることをコンデンサ電圧測定部２７からの入力される信号に基づいて監視しつつ制御する。

チャージ制御部２８１は、コンデンサ２５の電圧が２９０Ｖに達したことを示すコンデンサ２５電圧の入力によって、昇圧回路部２４を制御して、予備チャージを終了し、ステップＳ６において、入力部２９からの入力を待機する。

つまり、ステップＳ６では、チャージ制御部２８１は、入力部２９における患者の操作によって、入力部２９を介した、患者からの入力を待機する。

ステップＳ７では、患者から押しボタンなどによって穿刺を行う旨が入力部２９に入力されて、その入力がチャージ制御部２８１に入力される。

ステップＳ８では、チャージ制御部２８１は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧と、チャージ電流測定部２３からチャージ電流とを取得し、これらに基づいて、本チャージのための制御信号（昇圧出力制御信号）を計算し、昇圧回路部２４に出力する。これによって、昇圧回路部２４を介してコンデンサ２５へ本チャージが開始される。

具体的には、ステップＳ８では、チャージ制御部２８１は本チャージ制御を行う。このステップＳ８では、チャージ制御部２８１は、チャージ電流が２Ａになるように制御を行い、コンデンサ２５の電圧が本チャージ電圧である４００Ｖに達するまで、入力されるコンデンサ２５の電圧及びチャージ電流に基づいて制御信号を計算して昇圧回路部２４に出力する動作を繰り返した制御を行う。

コンデンサ２５の電圧が４００Ｖに達するとチャージ制御部２８１は、昇圧回路部２４を介して行うコンデンサ２５への充電を終了し、ステップＳ９に移行する。

ステップＳ９では、チャージ制御部２８１は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力する。

ステップＳ１０では、トリガ信号の入力によって、レーザユニット部２６はトリガ電圧を発生させて、レーザ光を出力する。これにより、患者は穿刺される。

穿刺が終了すると、ステップＳ１１では、チャージ制御部２８１は、学習回路部２８４に今回穿刺を行った時間を出力しステップＳ１２に移行する。

ステップＳ１２では、学習回路部２８４は、まず今回の時間を記録部２８６に保存し、記録部２８６に今回の穿刺時間が記録され、ステップＳ１３に移行する。

ステップＳ１３では、学習回路部２８４は、記録部２８６に保存された過去の穿刺時間をすべて取得しにいき、ステップＳ１４に移行する。

ステップＳ１４では、学習回路部２８４は、過去の穿刺時間を統計的に処理し、この患者が次回穿刺を行う時間、つまり、患者が行う次回の穿刺のために予備チャージを開始するタイミング（時間）を計算し、ステップＳ１５に移行する。

ステップＳ１５では、学習回路部２８４は、チャージ制御部２８１を介して入力されるタイマ２８２からの信号を用いて、次回の穿刺時間の２時間前になるまで、つまり、予備チャージ開始まで待機する。

このように学習回路部２８４を用いて、患者の毎日の穿刺時間を記録し、その穿刺時間の所定時間前にコンデンサ２５に予備チャージを開始するようにすれば、穿刺直後に予備
チャージが行われない。これにより、予備チャージ後のコンデンサ２５の自己放電による電力損失は、穿刺時間よりも所定時間前からの分だけとなる。よって、患者の使用頻度が少ない場合でも、穿刺直後に予備チャージされ、穿刺されない状態のコンデンサ２５と比較して、コンデンサ２５の自己放電による損失を比較的容易な構成で防ぐことができる。

なお、記録部２８６に学習すべきデータ（患者の毎日における穿刺装置の使用回数を示すデータ）がない場合には、「患者による予備チャージの開始」で対応し、記録部２８６に学習データが所定量分、溜まった際に、学習機能部による学習機能を実行するのがよい。

ここで、「患者による予備チャージの開始」について説明する。

これは患者が高電圧発生回路２１を備える穿刺装置を使用するときに行う準備動作に連動して、予備チャージを開始するものである。

具体的には、例えば、穿刺装置２０において、レーザユニット部２６のレーザ発射部（穿刺部）に穿刺保護カバーを設け、更に、保護カバーの開閉を検知する検知手段（スイッチなど）を設ける。この検知手段からの出力信号を制御部２８（詳細にはチャージ制御部２８１）に入力し、この入力信号を受けて予備チャージを開始する。これにより、患者が穿刺を行う際に、この保護カバーを開ける（外す）等の動作を行うと、予備チャージが開始する。

また、例えば、高電圧発生回路２１を有する穿刺装置において、使用時以外は、スリープ状態（システムは低消費電力状態で動作している状態）とし、使用時、例えば、患者が入力部２９の操作ボタンを押下した際に、スリープ状態が解除され、患者からの穿刺を行う入力を待つようにしてもよい。

この場合の制御部２８は、レーザユニット部２６にトリガ信号を出力した後、高電圧発生回路２１全体を省電力状態で制御し、入力部２９からの予備チャージ開始の旨を示す信号が入力された際に、昇圧回路部２４を含むシステム全体を制御する。また、制御部２８は、予備チャージ開始の旨を示す信号が入力された状態で、入力部２９からの本チャージ開始、ここでは穿刺指示を示す信号の入力を待機する。この本チャージ開始の信号を受けて制御部２８は、昇圧回路部２４を制御してコンデンサ２５を本チャージする。なお、穿刺装置における予備チャージは、システムのスリープ解除と同時に開始するように設定してもよい。この場合、準備動作によって予備チャージを開始しても、患者が穿刺を行うまでに予備チャージを完了しない場合が想定される。その場合、制御部２８は、予備チャージが途中であっても本チャージを開始するように昇圧回路部２４を制御する。この構成では、穿刺までの患者の待ち時間及び電力損失ともに従来と同じように大きくなるが、記録部２８６に記録される使用回数のデータが増えて、この問題は解消される。

このように、患者が予備チャージの開始を行う構成、つまり「患者の穿刺準備動作により開始する場合」では、患者が使用する前に、コンデンサ２５へのチャージを、早すぎることなく確実に行うことができる。

ここで、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合について説明する。

図１１は、予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する場合における高電圧発生回路２１の動作を説明するための動作タイミング図である。図１１において、横軸は時間、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ５はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ６はチャージ電圧を示す。

高電圧発生回路を備える穿刺装置において、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合の制御は、図７で示す「本チャージ後、すぐに穿刺する」場合と比較して、本チャージ終了後（時刻ｔ４）に再び患者の操作を待つ部分が異なる。なお、本チャージ終了後ｔ４までの制御は、図７と同様のタイミングで同様の制御が行われるため説明は省略する。

本チャージが完了した後（時刻ｔ４）、システムは、再び患者の入力を待つ状態となる。すなわち、制御部２８は、昇圧回路部２４を制御しつつ、コンデンサ電圧測定部２７を用いて、予備チャージと同じようにコンデンサ２５の両端の電圧を監視する。コンデンサ２５の電圧が設定電圧、本実施の形態においては穿刺レーザ発振電圧である本チャージ電圧Ｅ２（例えば、４００Ｖ）になると、制御部２８は、入力部２９からレーザ発射指示を示す信号の入力を待機（時刻ｔ４〜ｔ６まで）する。

患者は好きなタイミングにおいて、例えば入力部２９の穿刺ボタンを再び押下すると、時刻ｔ６において、入力部２９から制御部２８に、レーザ発射の指示（レーザ穿刺指示）の信号が出力される。この信号を受けて制御部２８は、トリガ信号をレーザユニット部２６に出力してレーザ光が発射させ、皮膚を穿刺する。図１１では、時刻ｔ６において「患者によるレーザ光発射指示操作」と、「レーザ穿刺」動作が行われている。この時刻ｔ６において、レーザ穿刺が終了するとコンデンサ２５の電圧は０になり、制御部２８は、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ２５に再び予備チャージを開始する。

このように穿刺装置２０では、患者は、入力部２９の穿刺ボタンの押下と同時にレーザが発射される。よって患者は患者の好きなタイミングで穿刺することが可能となる。

ただし、本チャージが完了した状態が一定時間、例えば１分間継続すると、安全性を確保するために、再びチャージ電圧をレーザ発振レベル以下まで下げる必要が生じる。この場合、コンデンサ２５を電力回生の方法か、放電による対策がある。

ここで、高電圧発生回路２１を備える穿刺装置において、本チャージされたコンデンサ２５の電圧を回生する構成を実施の形態２として説明する。

（実施の形態２）
図１２は、本発明の実施の形態２における高電圧発生回路３１を備える穿刺装置３０の要部構成を示すブロック図である。

図１２に示す穿刺装置３０は、穿刺装置２０と同様の基本的構成であり、穿刺装置２０の構成に、電池電圧測定部３２、降圧回路部３３、回生電流測定部３４を加えた構成である。よって、同構成要素には同名称、同符号を付して説明は省略する。

図１２に示す穿刺装置３０では、高電圧発生回路３１の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザ穿刺装置２６に接続されている。

高電圧発生回路３１は、高電圧発生回路２１の機能に加えて、コンデンサ２５の電圧を、電池２２に戻す回生機能を備える。

電池２２は、ここでは、例えば、リチウムイオン２次電池のような２次電池で構成されている。

高電圧発生回路３１は、具体的には、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部（以下「
電流測定部」という）２３と、コンデンサ２５と、コンデンサ電圧測定部（以下「電圧測定部」という）２７と、制御部３８と、入力部２９と、表示部３９とに加えて、回生機能を実現させるための電池電圧測定部３２、降圧回路部３３及び回生電流測定部３４を有する。

電池電圧測定部３２は、電池２２の両端に接続され、電池２２の電圧を測定し、その測定結果を制御部３８に出力する。

降圧回路部３３は、コンデンサ２５に接続され、制御部３８からの指示によって、コンデンサ２５にチャージされた高電圧を３〜５Ｖに降圧して、回生電流測定部３４を介して電池２２に出力する。

回生電流測定部３４は、コンデンサ２５から電池２２に出力される回生電流を測定して、制御部３８に出力する。

制御部３８は、回生電流測定部３４と電池電圧測定部３２からの入力に基づいて回生制御を行う。

図１３は、降圧回路部３３の構成の一例を示すブロック図であり、図１４は、図１３に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図である。

図１３に示す降圧回路部３３は、入力される電圧を降圧して出力するものであり、ここでは、降圧チョッパ回路を用いている。本実施の形態の降圧回路部３３は、入力された２００〜７００Ｖの電圧を降圧して、３〜５Ｖにして出力する。降圧回路部３３では、入力部３３ａを介してコンデンサ２５の一端に接続されたスイッチング用トランジスタＱにコンデンサの電圧が入力される。このスイッチング用トランジスタＱのスイッチング入力には、パルス発生器３３ｃが接続されており、スイッチング用トランジスタＱの他端（出力側）には、電流平滑用リアクタンスＬと還流用ダイオードＤが接続されている。

また、リアクタンスＬの他端は、出力部３３ｂに接続されており、出力部から降圧回路部３３によって降圧された電圧が出力される。

パルス発生器３３ｃは、外部の制御部３８に接続され、制御部３８から制御入力信号が入力される。

パルス発生器３３ｃは、制御入力信号を受けて、図１４に示すように、所定の周期（１ｋＨｚ〜４０ｋＨｚ）において、オン時間Ｔｏｎの割合を変化させるパルス波を発生する。このオン時間の割合によってスイッチング用トランジスタＱを介して、降圧回路部３３の出力の電圧または電流を変化させることができる。

図１５は、制御部３８の構成を示す機能ブロック図である。なお、制御部３８は、上述した実施の形態１の制御部２８と同様の基本的構成を有する。このため、制御部２８の構成要素と同様の構成要素については、同名称、同符号を付して詳細な説明は省略する。

制御部３８は、チャージ制御部２８１と、タイマ２８２と、学習回路部２８４と、記録部２８６とを有し、加えて、タイマ２８２に接続された電力回生制御部３８２を有する。

すなわち、制御部３８では、タイマ２８２は、穿刺装置３０におけるシステムの時間を計時して、接続されたチャージ制御部２８１と電力回生制御部３８２に出力する。

チャージ制御部２８１は、タイマ２８２からの時間を示す入力信号を用いて、予備チャージの開始時間を決定する。また、チャージ制御部２８１は、レーザ発射のためのトリガ信号をレーザユニット部２６に出力し、加えて、トリガ信号の出力時間を学習回路部２８４に出力する。

また、学習回路部２８４は、入力されるトリガ信号の出力時間を記録部２８６に保存し、上述のように過去のデータを基に患者の使用する時間を推測する（図８参照）。そして、学習回路部２８４は、患者が使用する時間の所定時間前になるとチャージ制御部２８１にその旨を出力し、チャージ制御部２８１は、この信号を受けて昇圧回路部２４を制御してコンデンサ２５への予備チャージを開始する。

電力回生制御部３８２は、制御部３８の外部の電池電圧測定部３２、降圧回路部３３、回線電流測定部３４、入力部２９に接続され、入力された信号に基づいて、降圧回路部３３を用いて電力回生制御を行う。また、電力回生部３８２は、タイマ２８２の入力を受けて本チャージ完了後のタイムアウトを判定し、タイムアウトが発生すると電力回生制御を開始する。

具体的には、電力回生制御部３８２は、接続された電池電圧測定部３２及び回生電流測定部３４から得られる電池電圧、回生電流を示す信号に基づいて、降圧回路部３３の制御入力に指令を与える。

これにより電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３の出力が任意の電圧または電流になるように制御して、電池２２（ここでは２次電池）の電池特性に最適な充電制御を行う。

ここでは、電池２２は、リチウムイオン電池としている。リチウムイオン電池の電池特性に対応した一般的な充電制御は、電池２２の電圧が３．７Ｖより低い場合は定電流制御を行い、３．７Ｖに達する際には、３．７Ｖの定電圧制御を行う。

よって、制御部３８における充電制御（回生制御）では、電力回生制御部３８２は、電池電圧値が３．７Ｖよりも低い場合は、電流値が例えば１００ｍＡを超えないように、回生電流測定部３４の入力を用いて、降圧回路部３３を定電流制御する。

また、電力回生制御部３８２は、電池電圧値が３．７Ｖに達すると３．７Ｖを超えないように、回生電圧測定部３４の入力を用いて降圧回路部３３を定電圧制御する。このとき、本チャージ電圧：４００Ｖから予備チャージ電圧：２９０Ｖまでかかる時間はおよそ３０秒で、さらにチャージ電圧を完全に０にするまでさらに３０秒程度で回生可能である。但し、電池２２の残量が多く、電池電圧が３．７Ｖの場合、回生電流を抑えるために、さらに多くの時間を要することがある。

このように電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３に制御信号を出力することによって任意に電池２２への電流値と電圧値を制御することでき、二次電池である電池２２の種類が変わってもその電池２２に、公知の技術によって適切な充電制御を行う。

これにより、実施の形態１の穿刺装置２０において、「予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する」場合、患者による入力部２９を介した操作（入力部２９の穿刺スイッチの押下操作等）が、ある一定時間（例えば、１分間）以上行われなかったときに、穿刺装置３０のシステム（制御部３８の電力回生制御部３８２）が、タイマ２８２を用いてタイムアウトを検知し、降圧回路部３３を制御して、コンデンサ２５のチャージ電圧をレーザ発振レベル以下、又は０まで降圧させるといった電力回生動作を行う。またはチャージ制
御部２８１が強制放電を行う。これによって、長時間、コンデンサ２５において高いチャージ電圧が保持された状態を回避して、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射の危険性を回避できる。

図１６は、本発明の実施の形態２に係る高電圧発生回路３１の動作を説明するための動作タイミング図である。図１６において、横軸は時間、縦軸はチャージ電圧及びチャージ電流の大きさを示し、実線Ｌ７はチャージ電流を示し、一点鎖線Ｌ８はチャージ電圧を示す。なお、本実施の形態２の穿刺装置３０における本チャージ終了後ｔ４までの制御は、図７及び図１１で示す動作タイミングと同様のタイミングで同様の制御が行われるため説明は省略する。

本チャージが完了した後（時刻ｔ４）、システムは再び患者の入力を待つ状態となる。システムは、本チャージの完了後、時間計測を開始し、その時間が所定時間を越え、タイムアウトを検知すると、降圧回路部３３を用いた電力回生、または抵抗を用いた強制放電を開始する。

具体的には、制御部３８では、チャージ制御部２８１及び電力回生制御部３８２が、入力部２９からの入力を待機しつつ、タイマ２８２が時間計測を開始する。

電力回生を行う場合では、入力部２９からの入力が無く、タイマ２８２の計測時間が所定時間を越えると、電力回生制御部３８２がタイムアウトを検知し、降圧回路部３３を用いて電力回生を開始する。

一方、強制放電を行う場合では、入力部２９からの入力が無く、タイマ２８２の計測時間が所定時間を越えると、チャージ制御部２８１は、タイムアウトを検知する。そしてチャージ制御部２８１は、トランジスタなどのスイッチング素子（図示略）を制御して、コンデンサ２５と並行に接続された抵抗（図示略）に、コンデンサ２５を接続して、チャージ電力を抵抗で消費させる。これにより、コンデンサ２５のチャージ電圧を下げる。

その後、システム（チャージ制御部２８１又は電力回生制御部３８２）は、コンデンサ電圧測定部２７の測定結果を用いてコンデンサ２５の電圧を監視し、コンデンサ２５の電圧がレーザ発振レベルＥ１以下になると、電力回生または強制放電を終了し、再び患者による本チャージの操作（入力部２９からの本チャージ開始を示す入力信号）を待つ。

このとき、予備チャージの開始タイミングを、学習回路部２８４を用いて決定するか、予備チャージ開始要因によって予備チャージを開始する場合には、コンデンサ２５へのチャージ量が０になるまで、電力回生または強制放電を行うことが望ましい。この場合、システムは、予備チャージの開始を待つ。

なお、強制放電を行う場合、チャージした電力を放電するため、レーザを発射していないのにも関わらず、電力が消費される。これに対して、電力回生を行う場合、コンデンサ２５にチャージした電力を、再び２次電池に電力を戻すため、電力の消費を最小限にとどめることができる。これによって患者が外出先などシステムを充電できない状態であっても、レーザ穿刺を所定の回数で行うことができる。

図１７は、電力回生制御部３８２の動作を説明するためのシーケンス図である。

ここでは、本チャージが完了した後の電力回生制御部３８２の動作を説明する。なお、本チャージまでの穿刺装置３０（特に制御部３８）の動作は、図１０のステップＳ８までの処理と同様である。よって、図１７に示す処理は、ステップＳ８（図１０参照）におい
て、本チャージが完了した後の処理となり、ステップＳ８の後、ステップ２０では、電力回生制御部３８２は、患者からが穿刺を行う旨を押しボタン等（入力部２９）を介した入力を検知するまで待機する。

この待機時間がある所定時間、例えば１分を越えると、ステップＳ２１では、タイマ２８２から計時信号が入力される電力回生制御部３８２は、タイムアウトを検知する。これは、長時間、コンデンサ２５において高電圧がチャージされた状態（本チャージ状態）が継続することによって、誤作動によるレーザ発射等の危険性を低減させるためである。

ステップＳ２１において、電力回生制御部３８２がタイムアウトを検知すると、降圧回路部３３を制御して電力回生動作を開始する。

ステップＳ２２では、電力回生制御部３８２は、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ２５の電圧を取得する。なお、これはコンデンサ２５の電圧が予備チャージ電圧以下になるのを監視するためである。

さらに、ステップＳ２３では、電力回生制御部３８２は、電池電圧測定部３２から電池２２の電圧を取得し、ステップＳ２４では、電力回生制御部３８２は、回生電流測定部３４から回生電流を取得する。

ステップＳ２５では、電力回生制御部３８２は、接続されている二次電池（例えば、リチウムイオン２次電池）において適切な回生制御（充電制御）になるように、降圧回路部３３の制御量を計算する。

ステップＳ２６では、電力回生制御部３８２は、降圧回路部３３に、降圧する電圧の制御量を出力する。これによって降圧回路部３３は、適切な電流値と電圧値で電池２２を充電できる。

以上のステップ２２からステップ２６の処理を繰り返すことで電力を回生する。電力回生部はコンデンサの電圧が予備チャージ未満になるとステップ２２からステップ２６の処理を終了し、待機状態となる。

このように本実施の形態では、コンデンサ２５に本チャージが行われて、レーザユニット部２６がレーザ発振可能な状態において、所定時間の経過後、コンデンサ２５の電力を、レーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧Ｅ１まで減少させる。

これによって、例えば、本チャージ後、患者がレーザ穿刺開始の操作を忘れる場合でも、コンデンサ２５において高いチャージ電圧が長時間保持された状態を回避することができ、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射を防止できる。

（実施の形態３）
図１８は、本発明の実施の形態３における高電圧発生回路４０を備える穿刺装置４００の要部構成を示すブロック図である。

なお、本実施の形態３で説明する高電圧発生回路４０は、実施の形態１の高電圧発生回路２１と比較して、レーザユニット部２６の電源となるコンデンサを複数用いた構成である。

具体的には、高電圧発生回路４０は、実施の形態１の高電圧発生回路２１で用いた１個のコンデンサ２５に替えて、２個（複数）のコンデンサ４１、４２を用い、これらのコン
デンサ４１，４２を切り替えて、並列或いは直列に接続させる点で、高電圧発生回路２１と相違する。すなわち、高電圧発生回路４０は、少なくとも二つ以上接続されたコンデンサ４１、４２の接続状態を並列接続と直列接続に切替可能なように接続されたメカニカルリレーやトランジスタなどで構成された切替スイッチ４３、４４と、切替スイッチを切り替える切替部４７とを有する。高電圧発生回路４０では、その他の点に付いては実施の形態１と略同様であるので、異なる点のみ説明し、同構成要素には同名称、同符号を付して説明は省略する。

高電圧発生回路４０の入力は、電池２２に接続されており、出力はレーザユニット部２６に接続されている。

高電圧発生回路４０は、昇圧回路部２４と、チャージ電流測定部（以下「電流測定部」という）２３と、コンデンサ電圧測定部（以下「電圧測定部」という）２７と、入力部２９と、表示部３９と、コンデンサ４１、４２と、切替スイッチ４３、４４と、切替部４７と、制御部４８とを有する。

図１８に示す高電圧発生回路４０では、コンデンサ４１のプラス側端子が、チャージ電流測定部２３を介して昇圧回路２４の出力側に接続されており、コンデンサ４１のマイナス側端子には切り替えスイッチ４３の共通端子４３ａが接続されている。

切り替えスイッチ４３の一方の端子４３ｂは電池２２のマイナス側に接続されており、他方の端子４３ｃは切り替えスイッチ４４の他方の端子４４ｃに接続されている。

また、コンデンサ４２のプラス側端子には、切り替えスイッチ４４の一方の端子４４ｂが接続されており、この切り替えスイッチ４４の共通端子４４ａは、コンデンサ４２のプラス側端子に接続されている。コンデンサ４２のマイナス側端子は電池２２のマイナス側に接続されている。

これらコンデンサ４１、４２の両端はそれぞれレーザユニット部２６の両端に接続されている。

ここで、コンデンサ４１，４２は共に静電容量６００μＦの同容量のものを用い、切り替えスイッチ４３，４４は共にＩＧＢＴを用いている。なお、ＩＧＢＴ以外にも、メカニカルリレーやＦＥＴなどスイッチの状態を電気的に切り替えられるものであればよい。

切替部４７は、制御部４８、切替スイッチ４３、４４に接続されている。切替部４７は、制御部４８から入力される切替信号によって、コンデンサ４１、４２が直列または並列になるように切替スイッチ４３、４４を切り替える。

図１９は、図１８において、切替スイッチ４３、４４によってコンデンサ４１，４２を直列に接続した状態を示すブロック図である。

制御部４８は、制御部２８と略同様の機能に加えて、入力される信号に基づいて、切替部４７への切替信号を出力し、コンデンサ４１、４２を並列接続或いは直列接続する。

図２０は、制御部４８の構成を示す機能ブロック図である。図１９に示すように、制御部４８は、切替信号を出力してチャージ電圧を制御する点のみ異なり、その他の構成は、制御部２８と同様であり、説明は省略する。

具体的には、チャージ制御部２８１は、チャージ制御部４８１と、タイマ２８２と、学
習回路部２８４と、記録部２８６とを有する。

チャージ制御部４８１は、チャージ電流測定部２３、昇圧回路部２４、コンデンサ電圧測定部２７、入力部２９、表示部３９、切替部４７が接続されている。

チャージ制御部４８１には、チャージ電流測定部２３から昇圧出力電流、コンデンサ電圧測定部２７からコンデンサ電圧、入力部２９から患者による穿刺開始を示す信号が入力される。また、チャージ制御部４８１には、タイマ２８２から時間、学習回路部２８４から予備チャージのタイミング情報などが入力される。

チャージ制御部４８１は、各部からの入力に基づいて、昇圧回路部２４には、昇圧回路部２４の昇圧出力を制御する制御信号、レーザユニット部２６には、レーザ発射させるトリガ信号、表示部３９には表示情報、切替部４７には切替信号をそれぞれ出力する。なお、チャージ制御部４８１は、学習回路部２８４に、トリガ信号出力時間を出力して、実施の形態１と同様に、患者の使用時刻に則した予備チャージ開始タイミングを推定させる。

チャージ制御部４８１は、入力部２９からの患者の予備チャージ開始を示す入力、学習回路部２８４からの予備チャージ開始タイミング、又は、その他、所定の予備チャージ開始のタイミングを示す情報の入力によって、切替部４７及び切替スイッチ４３、４４を用いてコンデンサ４１、４２を並列にしてコンデンサ４１、４２を充電する。

一方、チャージ制御部４８１は、入力部２９からの患者のレーザ穿刺開始或いは本チャージ開始を示す信号の入力によって、切替部４７に切替信号を出力して、コンデンサ４１、４２を直列で接続にする。

すなわち、制御部４８は、切替部４７を制御してコンデンサ４１，４２を並列に接続した状態において予備チャージを行い、切替部４７を制御してコンデンサ４１，４２を直列に接続することによってフラッシュランプ２６ｂの両端の電圧を発振電圧にする。つまり本実施の形態では、本チャージは、コンデンサ４１、４２を直列に接続することをいう。また、直列に接続した状態においてトリガ信号を出力し、フラッシュランプ２６ｂを発光させる。このように、制御部４８は、本チャージにおいて、コンデンサ４１、４２を直列接続することで、瞬時に発振電圧まで電圧を高めることが可能である。

以上のように構成された高電圧発生回路４０の動作に付いて以下説明する。

図１８では、切り替えスイッチ４３，４４は、共に一方の端子４３ｂ、４４ｂ側に切り替えられて、コンデンサ４１，４２を並列接続している。この状態において制御部４８（詳細にはチャージ制御部４８１）は、昇圧回路部２４を制御して、コンデンサ４１、４２に予備チャージを開始する。このときのコンデンサ４１、４２へのチャージ電流は、例えば、実施の形態１と同様にチャージ制御部４８１で０．１Ａに制御する。そして、電圧測定回路部２７でコンデンサ４１、４２の電圧を測定し、コンデンサ４１、４２の両端の電圧が２００Ｖ（レーザ発振レベル以下の電圧である予備チャージ電圧）になった時点で、チャージ制御部４８１は、昇圧回路部２４を制御して、昇圧回路部２４からコンデンサ４１、４２への供給をオフにする。

この場合、コンデンサ４１、４２の両端の電圧は、最低発振電圧（３００Ｖ）未満であり、レーザユニット部２６が誤ってレーザ光を発射することはなく安全である。また、電池２２の内部抵抗による損失も少ない。

次に、患者が入力部２９の穿刺ボタンを押下する等して、入力部２９から穿刺開始を示
す情報がチャージ制御部４８１に入力されると、チャージ制御部４８１は、図１９に示すように、切替部４７を介して切り替えスイッチ４３、４４を共に他方の端子４３ｃ、４４ｃ側に切り替える。即ち、コンデンサ４１、４２は直列接続され、コンデンサ４１、４２レーザユニット部２６が直列に接続された閉回路を形成する。これにより、コンデンサ４１，４２の両端の電圧が夫々加算されて、本チャージ電圧（穿刺に十分な穿刺レーザ発振電圧）である４００Ｖの電圧（発振電圧）となる。この電圧がレーザユニット部２６のフラッシュランプ２６ｂ（図６参照）の両電極に印加される。

この状態において、チャージ制御部４８１からトリガ信号が出力され、レーザユニット部２６におけるトリガ信号入力部２６ｐを介してトリガ回路２６ｈに入力される。この入力により、トリガ回路２６ｈが動作して、フラッシュランプ２６ｂが発光し、光エネルギが放出される。この光エネルギは、Ｅｒ：ＹＡＧをドープしたレーザロッド２６ｃ内に入りレーザ光を発射する。

なお、レーザユニット部２６による穿刺の完了、或いはタイマ（図２０参照）を用いてチャージ制御部４８１は、予め定められた時間（３秒）の経過により、切替部４７を介して、再び切り替えスイッチ４３、４４を、共に一方の端子４３ｂ、４４ｂ側に切り替えて、コンデンサ４１，４２を並列接続する。従って、何らかの原因でレーザユニット部２６が動作しなかったとしても、再びコンデンサ４１，４２両端の電圧は２００Ｖになり、最低発振電圧以下となるので安全である。

このように本実施の形態では、患者の操作による入力部２９からの穿刺開始指示が入力される場合において、コンデンサ４１、４２の接続を切り替えるだけで、コンデンサ４１、４２への予備チャージ状態及び本チャージ状態を設定できる。つまり、切り替えスイッチ４３、４４の切り替えだけで、レーザユニット部２６が穿刺レーザ発振可能な本チャージ状態となる。よって、本チャージのためのチャージ時間は、切換部４７の切換時間、つまりメカニカルスイッチの場合およそ１００ｍｓ程度、ＩＧＢＴなら１ｍｓ以下であり、コンデンサ４１，４２への追加チャージは不要となる。従って、実質的には、患者は入力部２９における穿刺ボタンのオンと同時に穿刺を行うことができる。また、そのための追加電力も不要となる。

また、予備チャージの後、コンデンサ４１，４２を充電する本チャージは切換部４７の切換時間のみとなり、電池２２からの電流供給は予備チャージのみである。従って、電池２２の内部抵抗による損失はなくなる。

なお、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となるが、本実施の形態では、学習回路部２８４によって、タイマ２８２を用いて患者の穿刺時間を時間データとして記録部２８６に保存し、保存されたデータ（図９に示す過去の統計を示すテーブル参照）を用いて、予想される次回の穿刺時間より少し前の時間を算出している。これにより、この算出された時間になった際に、学習回路部２８４はチャージ制御部４８１に予備チャージ開始タイミングを出力して、チャージ制御部４８１に予備チャージを開始させる。すなわち、穿刺装置４００は、予想される穿刺時間の前に自動的に予備チャージを開始する。これにより、コンデンサ４１，４２における自然放電によるチャージ電圧の損失を減少させることができる。

なお、穿刺装置４００において、コンデンサ４１、４２を直列接続又は並列接続に切り替える切り替えスイッチ４３、４４によってコンデンサ４１、４２を並列接続状態にしておけば、高いチャージ電圧が長時間保持された状態を回避することができ、誤作動によるレーザユニット部２６からのレーザ発射を防止できる。

また、本実施の形態に係る穿刺装置４００の高電圧回路４０において、チャージ制御部４８１により、複数のコンデンサ４１、４２を充電し、複数のコンデンサ４１、４２の電圧が所定の閾値（例えば、予備チャージ電圧値）に到達した時点で、コンデンサ４１、４２の充電を停止してもよい。

また、チャージ制御部４８１において切替部４７を介してコンデンサ４１，４２を直列に接続する切り替えタイミングは、穿刺装置４００の筐体に入力部２９の一部として設置された例えば押しボタンを患者が操作したことを検知したタイミングでもよいし、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングでもよい。さらに、直列に接続する切り替えタイミング直後にレーザユニット部を駆動して穿刺を行ってもよいし、患者からの操作を待ってからレーザユニット部を駆動して穿刺してもよい。

また、コンデンサ４１、４２を並列に接続した状態にして、これらコンデンサ４１、４２を充電するタイミングは、穿刺装置４００の筐体の開口を開閉する蓋体を取り付け、この蓋体が開いたタイミングであってもよい。また、学習回路部２８４によって、過去に穿刺を行った時刻に基づいて次に行われる穿刺の時刻を推定したタイミングとしてもよい。

（実施の形態４）
図２１は、実施の形態４における穿刺装置５０の斜視図であり、実施の形態１で説明した高電圧発生回路２１と、電池２２と、レーザユニット部２６とを備える穿刺装置２０の一例としての穿刺装置５０である。なお、実施の形態１と同じものに付いては同符号を付して説明を簡略化している。

図２１に示す穿刺装置５０は、患者が片手で持って操作を行うよう構成されている。この穿刺装置５０の筐体５１は、内部に穿刺装置２０（図示せず）を備えた樹脂等で形成された略直方体形状をなし、一面側（ここでは底面側）で開口する筐体本体５１ａと、筐体本体５１ａに支点５１ｃを介して回動自在に取り付けられ、筐体本体５１ａの開口を開閉する蓋体（保護カバー）５１ｂとを有する。

筐体本体５１ａの他面（ここでは表面）には、表示部３９が配置され、高電圧発生回路２１（図３参照）の制御部２８からの入力によって、穿刺装置の状態を表示する。ここでは、表示部はＬＣＤ等からなる。また、他面には、患者の穿刺開始を入力するための、押しボタン（穿刺ボタンを含む）などで構成された入力部２９が配置されている。

筐体本体５１ａは、蓋体５１ｂにより一側面側（ここでは底面側）が閉塞される。筐体本体５１ａにおいて閉塞される開口５１ｄの角部に、内部のレーザユニット部２６の前側に配置され、レーザユニット部２６からのレーザ光が通過する穿刺口５２を備える。

穿刺口５２は、筐体本体５１ａ内に、筐体本体５１ａの開口に臨むように設けられ、蓋体５１ｂを開くと外部に露出する。

穿刺装置のレーザユニット部２６（図示せず）は、出射口が穿刺口５２に向くように、筐体本体５１ａ内に配置されており、これによって穿刺口５２にレーザ光を照射する。これにより、筐体本体５１ａに対して蓋体５１ｂを開くことによって、穿刺口５２が、外部に露出し、この穿刺口５２を介して患者の皮膚等を穿刺可能となる。

蓋体５１ｂは、筐体５１が閉じられた状態で、すなわち支点５１ｃの反対端（基端側を支点５１ｃとした際の先端）が筐体本体５１ａに接触し、穿刺口５２を被覆した状態で停止する。

蓋体５１ｂの開閉は、筐体本体５１ａにおいて蓋体５１ｂにより閉塞される一方の端部（ここでは下端部）に設けられた蓋開閉検知センサ５３により検知される。蓋開閉検知センサ５３は、高電圧発生回路２１（図３参照）の制御部２８に接続（図示省略）され、蓋の開閉状態を検知して制御部２８に出力する。なお、蓋開閉検知センサ５３は、ここでは、メカ的なスイッチを用いているがこれに限らず、電気的な導通を検知するものであってもよい。また、蓋開閉検知センサ５３は、発光ダイオードと受光トランジスタを用いた光学的なセンサであってもよく、磁気的なセンサであってもよい。

なお、本実施の形態の穿刺装置５０では、制御部２８は、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５１ｂの開を検知すると、電池２２から電力供給を受けて穿刺装置５０を起動させて、表示部３９にその旨を出力して電源オン状態を表示する。

また、制御部２８は、蓋開閉検知センサ５３が蓋５１ｂの閉を検知すると、蓋開閉検知センサ５３の入力と、予備チャージタイミングの入力とを待機するとともに、タイマ２８２（図８参照）を起動させた状態の省電力モードとなるように穿刺装置を制御する。なお、ここでは、予備チャージタイミングは学習回路部２８４（図８参照）から取得する構成とする。

なお、本実施の形態では、学習回路部２８４からの出力を用いずに、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５２ｂの開を検知した際に、これに連動して、制御部２８が予備チャージを開始するようにしてもよい。これにより、患者が穿刺装置５０の蓋体５１ｂを開けるだけで、制御部２８によって予備チャージを自動的に開始することができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けて、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。

また、本実施の形態において、蓋開閉検知センサ５３が蓋体５２ｂの開を検知した際に、これに連動して、制御部２８が本チャージを開始するようにしてもよい。この場合、蓋体５２ｂが開く前に、予備チャージを終了しておくことになるが、これは、前回の穿刺直後に、予備チャージを開始したり、学習回路部２８４（図３参照）からの出力を用いて、予想使用時刻より前に予備チャージを終了したりすることにより実現できる。これにより、蓋体５１ｂを開けるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態となる。よって、患者は、穿刺装置５０を用いて穿刺する際に、蓋体５１ｂを開けて、穿刺ボタンを押下するだけで短い待機時間で、直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

なお、蓋体５１ｂの開閉を検知する蓋開閉検知センサ５３に代えて、穿刺口５２周辺の皮膚との当接部分に、皮膚検知センサを設けても良い。この皮膚検知センサを設けて、皮膚の当接を検知し、皮膚当接を示す信号を制御部２８（詳細には図８に示すチャージ制御部２８１）に出力することによって、制御部２８が予備チャージの開始を行うようにしてもよい。これにより、穿刺装置５０の蓋体５１ｂが開くだけで、予備チャージを自動的に開始させることができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けて、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。また、同様に、本チャージの開始を、皮膚検知センサの入力に基づいて行うようにしてもよい。

これにより、患者が皮膚を穿刺位置に位置させるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態となり、皮膚を穿刺位置に位置させた患者は、穿刺ボタンを押下して直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

入力部２９は、本チャージとレーザ光の発射を指示する穿刺開始信号を制御部２８（詳
細には、図８に示すチャージ制御部２８１）に出力する。制御部２８では、各部からの入力に基づいて、本チャージ電圧がコンデンサ２５に印加されるまでの時間を算出して表示部３９にカウントダウン表示させる。

このように構成された穿刺装置５０では、患者は、まず、はじめに蓋体５１ｂを開く。このとき、蓋体５１ｂの開を検知する蓋開閉検知センサ５３に連動して、穿刺装置５０は省電力モードから起動し、その旨を表示部３９に表示する。

その後、指先を穿刺装置５０の穿刺口５２に押し当てる。この状態で入力部２９の押しボタンを押下すると、穿刺装置５０は、本チャージ開始し、同時に表示部３９に穿刺を行うまでの残り時間を表示する。これにより、患者は穿刺されるタイミングを視認できる。

表示部３９に表示されるカウントダウンの終了後、レーザユニット部２６（図３参照）からレーザ光が発射され、穿刺口５２を通して患者の皮膚に照射される。これによって皮膚はアブレーションによって穿刺され、血液が滲出する。このように穿刺により皮膚から滲出した血液を血液検査装置等に用いることによって、血糖値などが測定される。

穿刺装置５０の使用後、蓋体５１ｂを閉じて穿刺動作は終了する。蓋体５１ｂの閉塞によって、穿刺装置５０は、省電力モードで動作し、次回の予備チャージに備える。このように穿刺装置５０は、電源が切れることはなく、使用時以外も省電力モードによって動作している。そして、制御部２８が、予備チャージの開始タイミングを検出すると自動的に予備チャージを開始する。

なお、本実施の形態では、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始してもよい。これにより患者は、本チャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。なお、図８に示す学習回路部２８４から予備チャージ開始タイミングを出力すれば、例えば、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）した際の約３０Ｖ自然放電によるチャージ電圧の損失を少なくできる。即ち、上述したように学習回路部２８４では、タイマ２８２等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして記録部２８６に保存し、この保存した過去の統計に基づいて、予想される次回の穿刺時間を算出し、この算出した次回の予想穿刺時間より少し前の時間を予備チャージ開始タイミングとしてチャージ制御部２８１に出力する構成である。これにより、穿刺装置５０では、次回の穿刺時間が近づくと、自動的に予備チャージが開始され、穿刺を行わない時間におけるコンデンサ２５に印加されたチャージ電圧の損失を減少させることができる。なお、本実施の形態の穿刺装置５０において、高電圧発生回路２１に代えて、実施の形態３２の高電圧発生回路３１或いは実施の形態３の高電圧発生回路４０を用いても良い。

（実施の形態５）
図２２は、実施の形態５における血液検査装置１００の断面図である。なお、実施の形態１〜３と同じ構成要素には同符号を付して説明を省略する。なお、本実施の形態の血液検査装置１００は、実施の形態１の高電圧発生回路２１において表示部３９及び入力部２９を除く構成に対応する高電圧発生回路２１ａ（図２６参照）を電気回路部１０３に含むとともに、電池２２、レーザユニット部２６を有する。なお、高電圧発生回路２１の表示部３９及び入力部２９は、血液検査装置１００の筐体１０１に設けられた表示部５７及び入力部４９に相当している。

図２２に示す血液検査装置１００の筐体１０１は樹脂で形成され、この筐体１０１の一方１０１ｃには穿刺部１０１ａを有する円筒形状の筒体１０１ｂが設けられている。この筒体１０１ｂの内側には、穿刺部１０１ａに対向してレーザユニット部２６が装着されている。また、筒体１０１ｂには、負圧路１０２ａで連結された負圧手段１０２が装着され
ている。筒体１０１ｂと筐体１０１の他方１０１ｄとの間には、レーザ穿刺装置２６と、負圧手段１０２に接続された電気回路部１０３が装着されている。この電気回路部１０３内には、高電圧発生回路２１に相当する高電圧発生回路２１ａと測定回路部１０４とが設けられている。更に、筒体１０１ｂに隣接して電池２２が交換自在に収納されている。

筐体１０１の他方１０１ｄには、入力部４９と表示部５７が設けられている。入力部４９には、電源スイッチ４９ａ（図２６参照）、予備チャージボタン４９ｂ（図２６参照）、本チャージボタン４９ｃ（図２６参照）、穿刺ボタン４９ｄ（図２６参照）、レーザパワー調整つまみ４９ｅ（図２６参照）が設けられている。なお、予備チャージボタン４９ｂ、本チャージボタン４９ｃが実施の形態１の高電圧発生回路２１における入力部２９に対応する。

筒体１０１ｂの先端と穿刺部１０１ａとの間にはセンサユニット１１０が着脱自在に装着される。このセンサユニット１１０は、ホルダ１１０ａと血液センサ（以下センサという）１２１とで構成されており、このホルダ１１０ａ内にはセンサ１２１が着脱自在に装着されている。

センサ１２１に設けられた接続電極１３１ａ〜１３５ａ、１３３ｃ（図２５Ａ参照）は、筒体１０１ｂの先端に設けられたコネクタ１４６ａ〜１４６ｆを介して電気回路部１０３に接続されている。

負圧手段１０２は、負圧により皮膚から血液を吸引する。なお、本実施の形態では、高電圧発生回路２１ａは、負圧手段１０２を備えた血液検査装置１００に適用しているが、負圧手段１０２が無い場合（もむだけ、など）の血液検査装置でも適用可能である。この負圧手段１０２による負圧は、負圧路１０２ａとセンサ１２１に形成された貫通孔１３６（図２４、図２５Ａ参照）を介して、負圧室１０２ｂへ導かれる。

図２３はセンサユニット１１０の断面図である。センサユニット１１０では、ホルダ１１０ａ内に、中央に孔１１０ｂを有する受け台１１０ｃが設けられており、この受け台１１０ｃにセンサ１２１が載置される。そして、このセンサ１２１は、ホルダ１１０ａ内に形成された係止凸部１１０ｅで係止される。また、受け台１１０ｃの下側には下方に突出するリング状の凸部１１０ｆが形成されており、負圧室１０２ｂを形成している。

凸部１１０ｆには、皮膚への当接を検知する皮膚検知センサ１１０ｄが設けられている。この皮膚検知センサ１１０ｄの信号は導線でガイド１１２ｂに形成された凹部１１２ｄ内で露出する端子に接続されている。

皮膚検知センサ１１０ｄは皮膚９の当接抵抗を検知するものであり、導体電極で構成されている。そして、皮膚検知センサ１１０ｄの信号は、複数個の凹部１１２ｄを１８０度離れて２分するように接続されている。これは、この凹部１１２ｄに嵌合する凸部１１２ｃから得る信号を１８０度離れた位置から得ることにより、センサユニット１１０の挿入方向（角度）に関係なく信号を取り出すことを可能にするためである。なお、センサユニット１１０に形成された凹部１１２ｄと筒体１０１ｂの外側に形成された凸部１１２ｃは逆の関係であっても良い。

図２４は、センサ１２１の断面図である。このセンサ１２１を構成する基体１２１ａは、基板１２２と、この基板１２２の上面に貼り合わされた第１のスペーサ１２３と、このスペーサ１２３の上面に貼り合わされたカバー１２４と、このカバー１２４の上面に貼り合わされたフィルム１２５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。

基体１２１ａの略中央には、皮膚に当接され、当接された皮膚からの血液を採取する貯留部１２６が形成されている。貯留部１２６は、基体１２１ａの下面１２１ｂに向かって開口１２６ｄし、上面１２１ｄ側はフィルム１２５で密封されている。貯留部１２６は円筒形状をしており、開口１２６ｄを形成する開口面からの高さ寸法１２６ｂは、円筒形の半径（直径１２６ａの２分の１）１２６ｃより大きくしている。従って、十分大きな血液滴を得ることができる。

この貯留部１２６には、血液の供給路１２７の一方の端が連結されており、供給路１２７は、貯留部１２６に溜められた血液を毛細管現象で供給路１２７上に形成された検出部１２８へ導く路である。また、この供給路１２７の他方の端は、空気孔１２９に連結されている。ここで、供給路１２７内は親水性材料を用いている。

検出部１２８上には試薬１３０が載置されている。この試薬１３０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添加して融解させて試薬溶液を調整し、これを基板１２２に形成された検出部１２８を形成する検出電極１３１，１３３（図２５Ａ参照）上に滴下し、乾燥させることで形成したものである。

貯留部１２６と基体１２１ａの外周との間には、センサ１２１における負圧路となる貫通孔１３６が形成されている。なお、この貫通孔１３６は、ここでは、直径１．５００ｍｍとしている。この貫通孔１３６により形成される負圧路は、カバー１２４にスリットを設けて、フィルム１２５側から貯留部１２６へ連結しても良い。

図２５Ａ及び図２５Ｂは、それぞれセンサの透視平面図を示す図である。なお、図２５Ａにおけるセンサ１２１は、正六角形をしており、図２５Ｂにおけるセンサ２０１は、四角形をしている。それぞれ形状は異なるが、両方とも断面構造は図２４に示すとおりであり同一である。従って同様の機能を有する。

図２５Ａは、センサ１２１の透視平面図である。センサ１２１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１００に設けられた筒体１０１ｂの先端（図１１参照）に設けられたコネクタ１４６（１４６ａ〜１４６ｆ）に接続される接続電極１３１ａ〜１３５ａと、基準電極１３３ｃが形成されている。

正六角形状をなすセンサ１２１の略中央には、貯留部１２６が設けられている。また、センサ１２１には、貯留部１２６に一方の端が接続された供給路１２７が検出電極１３２に向かって設けられている。そして、この供給路１２７の他方の端は空気孔１２９に連結している。この供給路１２７上には、貯留部１２６から順次接続電極１３４ａに接続された検出電極１３４と、接続電極１３５ａに接続された検出電極１３５と、再度接続電極１３４ａに接続された検出電極１３４と、接続電極１３３ａ及び基準電極１３３ｃに接続された検出電極１３３と、接続電極１３１ａに接続された検出電極１３１と、再度接続電極１３３ａ及び基準電極１３３ｃに接続された検出電極１３３と、接続電極１３２ａに接続された検出電極１３２が設けられている。また、検出電極１３１，１３３上には、試薬１３０（図２４参照）が載置される。貯留部１２６と接続電極１３４ａとの間には貫通孔１３６が設けられている。

本実施の形態におけるセンサ１２１は、センサ１２１にレーザ光を透過させるフィルム１２５が既に装着されているので、レーザ穿刺装置２６に装着されたレンズ２６ｃが穿刺時の飛散物で汚れることはない。また、センサ１２１を交換すると同時にフィルム１２５
も交換されることになる。従って、フィルム１２５の交換を意識することなくセンサ１２１を交換することにより、フィルム１２５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。

更に、開口１２６ｄ面からフィルム１２５までの高さ寸法１２６ｂは円筒形の半径寸法１２６ｃより大きくしているので、貯留部１２６に十分の大きさの血液滴１０ａを生成することができる。更にまた、このセンサ１２１は、フィルム１２５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、このセンサ１２１をホルダ１１０ａに装着してセンサユニット１１０とすれば、センサ１２１の厚みは全く目立たないものとなる。

次に、図２５Ｂを用いて、本実施の形態におけるもう一つの例である四角形状のセンサ２０１について説明する。

図２５Ｂに示すセンサ２０１は識別電極２２７ａを含む６電極（２２１ａ、２２２ａ、２２３ａ、２２４ａ、２２５ａ、２２７ａ）の構造をしている。このセンサ２０１の断面形状は、上述した六角形センサ１２１の場合と同様の断面形状を有し、図２４に示すとおりであり、フィルムを有した４層構造である。

センサ２０１の略中央には、貯留部２１０が形成され、一方の端には接続電極２２１ａ〜２２５ａ(図２５Ａに示す接続電極１３１ａ〜１３５ａに相当)と識別電極２２７ａ（図２５Ａに示す基準電極１３３ｃに相当）が形成されている。この接続電極２２１ａ〜２２５ａ及び識別電極２２７ａと前記貯留部２１０との間に貫通口２１５（図２５Ａに示す貫通口１３６に相当）が形成される。なお、貯留部２１０に取り込まれた血液は、供給路２１１による毛細管現象により一気に（定まった流速で）検出部２１２に取り込まれる。そして、血液の血糖値が測定される。なお、検出部２１２は、図２５Ａで示す検出部１２８と同様の機能を有する。

供給路２１１（図２５Ａのセンサ１２１に示す供給路１２７に相当）上には、貯留部２１０から順に、検出電極２２４、検出電極２２５、再度、検出電極２２４、検出電極２２３、検出電極２２１、再度、検出電極２２３、検出電極２２２が設けられる。また、検出電極２２１，２２３上には、試薬１３０（図２４参照）が載置される。検出電極２２３と識別電極２２７ａとの間に、導電体パターンで形成された識別部２２７が形成される。なお、供給路２１１の他方の端は空気孔２１３に連結され、図２５Ａで示す供給路１２７が空気孔１２９に連結された構成と同様の効果を奏する。

血液検査装置１００（図２２参照）は、接続電極２２３ａと識別電極２２７ａ間の電気的な導通があるか否かを検知して、センサ２０１がホルダ１１０ａに装着後、筒体１０１ｂに装着されたか否かを検知することができる。

また、識別部２２７の電気抵抗値を変えることにより、使用する検量線の情報を格納したり、製造情報を格納したりすることができる。従って、これらの情報を用いて、より精密な血液検査を行なうことができる。なお、図２５Ｂでは、識別電極２２７ａを有した例を示したが、省略は可能である。

図２５Ｂのセンサ２０１は長方形の板状体で形成されているが、本発明では、センサ２０１の形状について限定は無く、センサ２０１の形状は正方形でも良く、また四角形以外の多角形または半円形状などでもよい。

図２６は、本発明の実施の形態５に係る血液検査装置における電気回路部１０３とその
周辺のブロック図である。本実施の形態における電気回路部１０３は、主に、高電圧発生回路２１に対応する高電圧発生回路２１ａに加えて、血液の測定回路部１０４を追加した構成である。従って、同構成には同符号を付して説明は省略し、追加した点を中心に説明する。

電気回路１０３は、高電圧発生回路２１ａ、測定回路部１０４に加えて、電池２２の電圧・電流を検出する電圧・電流検出部５１、システム全体の消費電力を測定する消費電力測定部５２、電池残量を測定する電池残量測定部５３、メモリ５４、穿刺残数算出部５５、タイマ５８、通信部１５４及び制御部１５６を有する。電気回路部１０３の制御部１５６には、電源スイッチ４９ａ、予備チャージボタン４９ｂ（図３に示す入力部２９に相当）、本チャージボタン４９ｃ（図３に示す入力部２９に相当）、穿刺ボタン４９ｄ、レーザパワー調整つまみ４９ｅ等の入力部４９からの操作情報が入力される。また、制御部１５６は、穿刺残回数算出部５５によって算出した穿刺残数を、ＬＣＤからなる表示部５７に出力させる。なお、高電圧発生回路２１ａの代わりに高電圧発生回路３１、４０において表示部３９及び入力部２９を除く部分に対応する高電圧発生回路を用いても良い。この場合、高電圧発生回路３１、４０の表示部３９及び入力部２９は、血液検査装置１００の筐体１０１に設けられた入力部４９、表示部５７の構成として含まれる。

図２６において、センサ１２１の接続電極１３１ａ〜１３５ａ（センサ２０１における接続電極２２１ａ〜２２５ａに相当）、基準電極１３３ｃ（センサ２０１における識別電極２２７ａに相当）からの信号は、コネクタ１４６ａ〜１４６ｆを介して測定回路部１０４の切換回路１５０に入力される。センサ１２１の接続電極１３１ａ〜１３５ａ、基準電極１３３ｃから入力されると、切換回路１５０の出力は、電流／電圧変換器１５１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）１５２を介して演算部１５３の入力に接続されている。この演算部１５３の出力は、液晶で形成された表示部５７と送信部１５４に接続されている。また、切換回路１５０は基準電圧源１５５が接続されている。なお、この基準電圧源１５５はグランド電位であっても良い。

制御部１５６は、マイクロコンピュータ等により構成され、穿刺動作及び血液測定動作を含む高電圧発生回路２１ａ及び血液検査装置１００全体の制御を行うとともに、穿刺残数算出部５５による穿刺残数算出及び穿刺残数表示処理を実行する。制御部１５６には、入力部４９、タイマ５８、蓋開閉検知センサ５９及び皮膚検知センサ１１０ｄ（図２３参照）から信号が入力される。制御部１５６は、切換回路１５０の制御端子、演算部１５３、高電圧発生回路２１ａ、負圧手段１０２、穿刺残数算出部５５及び通信部１５４に各制御信号を出力する。

電圧・電流検出部５１は、電池２２の電圧と電池２２から流出する電流を検出し、電圧・電流検出結果を消費電力測定部５２と電池残量測定部５３に出力する。

消費電力測定部５２は、消費電力を一回の検査動作（すなわち負圧、穿刺、測定の一連の動作）における電池２２から流出した電流値（Ａ）と電池２２の電圧（Ｖ）と検査のために要した時間（ｈ）との積で計算する。血液検査動作とは、検査に関わる動作、すなわち、皮膚当接し、負圧、穿刺、測定、結果表示の一連の動作をいう。

消費電力測定部５２は、血液成分測定システム全体の消費電力を測定する消費電力測定部であり、レーザ消費電力測定部、負圧手段消費電力測定部及び血液検査回路消費電力測定部から構成される。なお、レーザ消費電力測定部は、１回分の検査（穿刺）動作時におけるレーザ発射装置２６の消費電力を測定する。負圧手段消費電力測定部は、１回分の検査（穿刺及び測定）動作時における負圧手段１０２の消費電力を測定する。血液検査測定
回路消費電力測定部は、測定回路部１０４の１回分の検査（測定）の消費電力を測定する。

ここで、消費電力測定部５２は、血液検査における一連の動作分の消費電力を測定してもよいし、レーザユニット部２６、負圧手段１０２及び測定回路部１０４それぞれの消費電力の和を求めてもよい。

電池残量測定部５３は、残量測定専用ＩＣなどからなり、電池２２のバッテリ残量測定を測定する。電池残量測定部５３は、無負荷時の電圧値や電流値を積算し、これを電池２２の交換時の容量から減算することで電池残量を算出する。

メモリ５４は、ＥＥＰＲＯＭやフラッシュメモリ等の不揮発性メモリなどからなり、穿刺の度に消費電力測定部５２で測定された各消費電力データを格納する。本実施の形態では、メモリ５４は、使用者の使用状態によって血液検査回数を学習するための、過去の消費電カデータを記憶する。メモリ５４は、消費電力測定部５２により測定された各測定データを記憶し、血液検査回数算出部５５により読み出される。

穿刺残数算出部５５は、測定した電池残量を、穿刺１回分の消費電力で除することで穿刺可能残回数を算出する。

レーザユニット部２６と負圧手段１０２による消費電力が支配的であり、表示部５７や電気回路部１０３などのシステムで消費される電力は無視することもできる。しかし、算出精度の向上のためには、レーザユニット部２６及び負圧手段１０２の消費電力に加え、システムで消費される電力も含むことが好ましい。また、穿刺残数算出部５５は、メモリ５４に格納された過去の消費電力の平均値を基に、穿刺残数を算出する態様でもよい。メモリ５４に格納された過去の消費電力の平均値を用いれば算出精度を向上させることが可能となる。

測定回路部１０４は、血液成分を測定検査する血液成分測定部であり、基準電圧源１５５、切換回路１５０、電流／電圧変換器１５１、Ａ／Ｄ変換器１５２、及び演算部１５３から構成される。切換回路１５０の出力は、電流／電圧変換器１５１の入力に接続され、電流／電圧変換器１５１の出力は、Ａ／Ｄ変換器１５２を介して、演算部１５３の入力に接続される。演算部１５３の出力は、通信部１５４及び表示部２６０に接続される。また、切換回路１５０には基準電圧源１５５が接続されている。基準電圧源１５５はグランド電位であってもよい。

タイマ５８は、皮膚の盛り上がりに要する時間を経時する。高電圧チャージと皮膚の盛り上がり時間は、夫々異なる経時であってもよい。

表示部５７は、ＬＣＤ及び表示ドライバ回路等からなり、穿刺残数を含む穿刺情報を表示する。表示部５７は、血液検査回数が所定以下のとき、その旨を報知・警告する報知手段としての機能を有する。例えば、表示部５７は、血液検査回数が所定以下のとき、警告が目立つ赤色表示とする。また、表示の際、警告を目立たせる効果（警告マーク、点滅など）を表示する。

以下、上述のように構成された血液検査装置１００の動作について説明する。

まず、電気回路部１０３の測定動作を説明する。

まず、切換回路１５０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
極を、決定されたコネクタを介して電流／電圧変換器１５１に接続する。また、血液の流入を検知するための検知極となる検出電極を、決定されたコネクタを介して基準電圧源１５５に接続する。

そして、作用極となる検出電極と検知極となる検出電極との間に、一定の電圧を印加する。この状態で、血液が検出部に流入すると、２つの検出電極間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３は、そのデジタル値に基づいて、血液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、検出部で血液が検出されない場合や、血液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５７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１５６の指令により切換回路１５０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を、コネクタを介して電流／電圧変換器１５１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を、コネクタを介して基準電圧源１５５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１５１及び基準電圧源１５５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１５６の指令により、作用極となる検出電極と前記対極となる検出電極との間に、一定の電圧（０．２〜０．５Ｖ）を印加する。そして、２つの検出電極間に流れた電流を、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換する。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３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値の測定が行われる。まず、制御部１５６からの指令により切換回路１５０切り換える。Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極を、コネクタを介して電流／電圧変換器１５１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を、コネクタを介して基準電圧源１５５に接続する。

次に、制御部１５６の指令により、作用極となる検出電極と対極となる検出電極との間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。２つの検出電極間に流れる電流は、電流／電圧変換器１５１によって電圧に変換される。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器１５２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１５３に出力される。演算部１５３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又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５７に表示される。

また、補正された結果は、通信部１５４からインスリン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、図２７を用いて血液検査装置１００の検査方法を説明する。先ずステップＳ１６１では、予備チャージボタン４９ｂの押下を待つ。この予備チャージボタン４９ｂがオンされると、ステップＳ１６２へ移行し予備チャージの完了を待つ。なお、予備チャージは高電圧発生回路２１ａにより行う。

予備チャージが完了すると表示部５７に予備チャージの完了と穿刺部１０１ａを皮膚９に当接を促す表示を行う。患者はこの表示に従って、血液検査装置１００の穿刺部１０１ａを患者の皮膚９に当接させる。この皮膚９への当接検知は皮膚検知センサ１１０ｄの出力で行う。皮膚９への当接が確認されたらステップＳ１６４に移行し、負圧手段１０２を動作させて穿刺部１０１ａに設けられた負圧室１０２ｂ内に負圧を加える。負圧を加えることにより皮膚９は盛り上がる。

負圧手段１０２の動作に伴う電流の変化或いはタイマ５８により予め定められた時間が経過すると、穿刺に充分な皮膚９が盛り上がったと判断し、ステップＳ１６５に移行する。ステップＳ１６５では、皮膚検知センサ１１０ｄの出力があることを条件（論理積条件）に、表示部５７に穿刺可である旨の表示をする。そして、ステップＳ１６６に移行し、穿刺ボタン４９ｄの押下を待つ。この穿刺ボタン４９ｄが押下されると、この穿刺ボタン４９ｄの押下信号は高電圧発生回路２１ａに入力され、ステップＳ１６７へ移行する。なお、この場合も皮膚検知センサ１１０ｄの出力があることが条件である。これは、血液検査装置１００の穿刺部１０１ａが、皮膚９に当接していないにもかかわらず、誤ってレーザ光を発射させないためである。

ステップＳ１６７では、ステップＳ１６５で行った表示をオフする。そして、ステップＳ１６８へ移行する。ステップＳ１６８では皮膚９の穿刺により、滲出した血液がセンサ１２１の貯留部１２６に取り込まれる。この貯留部１２６に取り込まれた血液は、供給路１２７による毛細管現象により一気に（定まった流速で）検出部１２８に取り込まれる。そして、血液の血糖値が測定される。

ステップＳ１６８で血糖値が測定されたら、ステップＳ１６９に移行し、負圧手段１０２をオフする。そして、ステップＳ１７０に移行する。ステップＳ１７０では、測定した血糖値を表示部５７に表示する。なお、負圧手段１０２のオフは、血液が検出電極１４２へ到達した時点でオフにしても良い。

ステップＳ１７０において測定結果の表示をした後、ステップＳ１７１に移行し、穿刺日と穿刺時間をメモリ５４に格納する。これは、穿刺時間の管理をするとともに、この穿刺時間の統計的処理を行い、穿刺時間が近づいたら予備チャージの実施と忘穿刺を予防するために患者へ告知するためである。

なお、本実施の形態においては、先の穿刺が完了した時点で予備チャージを開始しておけばユーザはチャージ開始動作後、直ぐ（２．７秒後）に穿刺することができる。
なお、予備チャージ後、６時間が経過（毎食事後に穿刺すると仮定）すると、約３０Ｖ自然放電によりチャージ電圧が減少する。この自然放電による損失を補うためにエネルギが必要となる。この損失を少なくするために、例えば学習機能を持たせることもできる。即ち、タイマ等を用いて患者の穿刺時間を時間データとして保存し、それを基に予想される次回の穿刺時間の少し前（過去の統計で算出）に自動的に予備チャージを開始する。このことにより、予備チャージの効果により損失を減少させることができる。

また、本実施の形態の血液検査装置１００では、予備チャージボタン４９ｂの押下により予備チャージを開始する構成としたが、これに限らず、予備チャージは、蓋開閉検知センサ５９または皮膚検知センサ１１０ｄ（図２３参照）を用いて開始するようにしてもよ
い。

例えば、蓋開閉検知センサ５９が蓋体５２ｂの開を検知した際、或いは、皮膚検知１０ｄが皮膚の当接を検知した際、検知結果が入力されるタイミングで、制御部１５６を介して高電圧発生回路２１ａにおいて予備チャージを開始する。これにより、患者が穿刺装置５０の蓋体５１ｂを開けたり或いは、指を穿刺位置に配置したりするだけで、高電圧発生回路２１ａにおける予備チャージを自動的に開始することができる。これにより、患者は、蓋体５１ｂを開けたり、或いは、指を穿刺位置に配置したりするだけで、入力部２９の穿刺ボタンを押下するだけでレーザ穿刺を行うことができる。

また、本チャージの開始タイミングを、蓋開閉検知センサ５９（図２３参照）が蓋体の開を検知した際、これに連動して、制御部２８が本チャージを開始するようにしてもよい。これら場合、蓋体が開く前又は、穿刺位置に指が配置される前に、予備チャージを終了しておくことになるが、前回の穿刺直後に、予備チャージを開始したり、学習回路部２８４（図３参照）からの出力を用いて、予想使用時刻より前に予備チャージを終了したりすることにより実現する。

よって、蓋を開けたり、或いは穿刺位置に指を位置させるだけで、直ぐにコンデンサ２５にレーザ発振電圧が印加されて、穿刺レーザ発振可能状態にすることができる。これにより、患者は、蓋体を開けたり、或いは、指を穿刺位置に位置させた後、穿刺ボタンを押下するだけで、待機することなく、直ぐにレーザ穿刺を行うことができる。

なお、本実施の形態の血液検査装置１００は、実施の形態１の高電圧発生回路２１を用いて説明したが、高電圧発生回路２１に代えて、高電圧発生回路２１ａ、３１、４０を適用してもよいことは勿論である。

２００７年１０月１１日出願の特願２００７−２６５１７５及び２００７年１０月１１日出願の特願２００７−２６５１７６の日本出願に含まれる明細書、図面及び要約書の開示内容は、すべて本願に援用される。

本発明にかかる高電圧発生回路は、レーザ穿刺用の電圧を、少ない電力損失で、且つ、短時間にレーザ発振レベルまで昇圧できる効果を有し、レーザ穿刺装置を用いた穿刺装置や血液検査装置等に有用である。

従来の高電圧発生回路とその周辺のブロック図 同、特性図 本発明の実施の形態１における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 昇圧回路部の構成の一例を示すブロック図 図４に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図同、動作概略説明図 レーザユニット部のブロック図 本発明の実施の形態１に係る高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 制御部の構成を示す機能ブロック図 記録部に記録される患者の使用回数を記録したテーブルの一例を示す図 学習機能による予備チャージ開始を行う場合の制御を説明するシーケンス図 予備チャージ後、患者の操作によって穿刺する場合における高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 本発明の実施の形態２における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 降圧回路部の構成の一例を示すブロック図 図１３に示すパルス発生器から出力されるパルス波形を示す図 制御部の構成を示す機能ブロック図 本発明の実施の形態２に係る高電圧発生回路の動作を説明するための動作タイミング図 電力回生制御部の動作を説明するためのシーケンス図 本発明の実施の形態３における高電圧発生回路を備える穿刺装置の要部構成を示すブロック図 図１８に示す穿刺装置において、切替スイッチによってコンデンサを直列に接続した状態を示すブロック図 制御部の構成を示す機能ブロック図 実施の形態４における穿刺装置の斜視図 実施の形態５における血液検査装置の断面図 センサユニットの断面図 センサの断面図 センサの透視平面図 センサの透視平面図 本発明の実施の形態５に係る血液検査装置における電気回路部とその周辺のブロック図 同血液検査装置の検査方法を説明するためのフローチャート

Claims (29)

1. レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、
   電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給するコンデンサと、
   前記コンデンサに電流を供給する昇圧回路と、
   前記コンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、
   ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路を制御する制御部と、を備え、
   前記制御部は、前記昇圧回路に、第１のタイミングにおいて第１の電流値による前記コンデンサへの充電を開始させ、前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて前記第１の電流値よりも電流値が高い第２の電流値により前記コンデンサへの充電を開始させる、
   高電圧発生回路。
2. 前記制御部は、前記第２のタイミングにおいて、前記第１の電流値による前記コンデンサへの充電を停止させる、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
3. 前記制御部は、前記第１の電流値による前記コンデンサへの充電を開始した後、前記コンデンサの電圧が所定の第１閾値に到達した時点で、前記コンデンサへの電流の供給を停止させる、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
4. 前記第２のタイミングは、ユーザからの指示を検知したタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
5. 前記第１のタイミングは、前記レーザ穿刺ユニットを内部に収容する筐体の開口を開閉する蓋体が開いたタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
6. 前記第２のタイミングは、内部に前記レーザ穿刺ユニットを収容する筐体の開口を開閉する蓋体が開いたタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
7. 前記第１のタイミングは、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
8. 前記第２のタイミングは、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
9. 過去に穿刺を行った時刻に基づいて次に行われる穿刺の時刻を推定する穿刺タイミング学習部をさらに備え、
   前記第１のタイミングは、前記穿刺タイミング学習部が推定したタイミングである、
   請求項１記載の高電圧発生回路。
10. 過去に穿刺を行った時刻に基づいて次に行われる穿刺の時刻を推定する穿刺タイミング学習部をさらに備え、
    前記第２のタイミングは、前記穿刺タイミング学習部が推定したタイミングである、
    請求項１記載の高電圧発生回路。
11. 前記制御部は、前記第２の電流値により前記コンデンサへの充電を開始した後、前記コンデンサの電圧が所定の第２閾値に到達した時点で、前記レーザ穿刺ユニットを駆動する、
    請求項１記載の高電圧発生回路。
12. 前記制御部は、前記第２の電流値により前記コンデンサへの充電を開始し、前記コンデンサの電圧が所定の第２閾値に到達した後、ユーザからの指示に基づいて前記レーザ穿刺ユニットを駆動する、
    請求項１記載の高電圧発生回路。
13. 前記制御部から出力された制御信号に基づいて前記コンデンサに充電された電荷を二次電池に回生させる降圧回路をさらに備え、
    前記制御部は、前記コンデンサの電圧が第２閾値に到達した後、所定時間経過しても前記ユーザからの指示がない場合に、前記降圧回路に前記制御信号を出力する、
    請求項１２記載の高電圧発生回路。
14. 前記降圧回路は、前記コンデンサの電圧が第１閾値以下まで、前記コンデンサの電荷によって二次電池を充電する、請求項１３記載の高電圧発生回路。
15. レーザ光を発振させて皮膚に穿刺するレーザ穿刺ユニットを駆動する高電圧発生回路であって、
    電荷を充電し、前記レーザ穿刺ユニットに電源を供給する複数のコンデンサと、
    前記複数のコンデンサの接続状態を直列接続又は並列接続に切り替える切替部と、
    複数のコンデンサに電流を供給する昇圧回路と、
    複数のコンデンサの電圧を測定する電圧測定部と、
    ユーザからの指示または前記コンデンサの電圧に基づいて前記昇圧回路及び前記切替部を制御する制御部と、を備え、
    前記制御部は、第１のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを並列接続にした状態で、前記昇圧回路に前記複数のコンデンサへの充電を開始させ、
    前記第１のタイミングより後の第２のタイミングにおいて、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを直列接続する、
    高電圧発生回路。
16. 前記制御部は、前記第２のタイミングにおいて、前記コンデンサへの充電を停止させる、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
17. 前記制御部は、前記第１のタイミングで、前記複数のコンデンサを充電し、前記複数のコンデンサの電圧が所定の第１閾値に到達した時点で、前記複数のコンデンサの充電を停止させる、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
18. 前記第２のタイミングは、ユーザからの指示を検知したタイミングである、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
19. 前記第１のタイミングは、前記レーザ穿刺ユニットを内部に収容する筐体の開口を開閉する蓋体が開いたタイミングである、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
20. 前記第１のタイミングは、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングである、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
21. 前記第２のタイミングは、所定の穿刺位置に皮膚があることを検知したタイミングである、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
22. 過去に穿刺を行った時刻に基づいて次に行われる穿刺の時刻を推定する穿刺タイミング学習部をさらに備え、
    前記第１のタイミングは、前記穿刺タイミング学習部が推定したタイミングである、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
23. 前記制御部は、前記第２のタイミングで、前記複数のコンデンサを直列接続した後、前記レーザ穿刺ユニットを駆動する、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
24. 前記制御部は、前記第２のタイミングで、前記複数のコンデンサを直列接続した後、ユーザからの指示に基づいて前記レーザ穿刺ユニットを駆動する、
    請求項１５記載の高電圧発生回路。
25. 前記制御部は、前記第２のタイミングで、前記複数のコンデンサを直列接続した後、所定時間経過しても前記ユーザからの指示がない場合に、前記切替部を切替えて前記複数のコンデンサを並列接続にする、
    請求項２４記載の高電圧発生回路。
26. 請求項１記載の高電圧発生回路と、前記レーザ穿刺ユニットと、を有する、
    穿刺装置。
27. 請求項２６記載の穿刺装置と、穿刺された皮膚から滲出した血液成分を分析する血液センサと、を有する、
    血液検査装置。
28. 前記血液センサは、前記レーザ穿刺ユニットから発射されるレーザ光を透過させるフィルムを有する、
    請求項２７記載の血液検査装置。
29. 前記血液センサは、基板、スペーサ、カバー及びフィルムの４層から構成されている、
    請求項２８記載の血液検査装置。

Images