(57)【要約】  本発明は、レーザを穿刺手段とする血液検査装置に関する。具体的に本発明は、レーザを穿刺手段とする血液検査装置であって、測定のための電気回路部を駆動する電源と、前記レーザ発射装置を駆動する電源とを含む電源部の電源供給を制御する電源制御回路を有する血液検査装置に関する。特に電源として電池を用いた場合に、電池の残量や電圧を測定することによって、電力不足により測定が不可能になることがならないように電源を制御する。
2007108517.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
本体と、前記本体に装着されて血液の分析を行なう血液センサと、前記本体内に設けられるとともに前記血液センサを介して患者の皮膚を穿刺する穿刺手段と、前記血液センサに接続された電気回路部とを備え、
前記穿刺手段はレーザ発射装置を含み、
前記電気回路部を駆動する電源と、前記レーザ発射装置を駆動する電源とを含む電源部の電源供給を制御する電源制御回路を有する血液検査装置。
【請求項２】
前記電源部は、１又は２以上の電池電源を含む、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項３】
前記電池は、一次電池または二次電池である、請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項４】
前記電源部は、電池電源および緊急用電源の接続端子を有する、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項５】
前記電源制御回路は、前記レーザ発射装置を駆動する電源と、前記測定回路を含む前記電気回路部の電源とを、独立に制御することができる、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項６】
前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池残量を測定する電池残量測定回路と、
前記測定された電池残量の値と、予め定められた電池残量の値とを比較する比較部とをさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項７】
前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池電圧を測定する電池電圧測定回路と、
前記測定された電池電圧の値と、予め定められた電池電圧の値とを比較する比較部とをさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項８】
前記電源部は２以上の電池電源を含み、
前記２以上の電池のそれぞれの電池残量または電池電圧を測定する、電池残量測定回路または電池電圧測定回路をさらに具備する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項９】
前記電池残量測定回路または電池電圧測定回路のそれぞれで測定された電池残量または電池電圧の各測定値と、予め定められた電池残量または電池電圧の値とを比較する比較部をさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項８に記載の血液検査装置。
【請求項１０】
血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備し、
前記比較部において、前記測定された電池残量の値が、予め定められた電池残量の値以下であると判断された場合には、その内容を前記表示部に表示するとともに、
前記電源制御回路が、前記レーザ発射装置への電源の供給を停止する、
請求項６に記載の血液検査装置。
【請求項１１】
血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備し、
前記比較部において、前記測定された電池電圧の値が、予め定められた電池電圧の値以下であると判断された場合には、その内容を前記表示部に表示するとともに、
前記電源制御回路が、前記レーザ発射装置への電源の供給を停止する、
請求項７に記載の血液検査装置。
【請求項１２】
前記比較部において、前記測定された電池電圧の値が、予め定められた電池電圧の値以下であると判断された場合であっても、レーザ発射装置への電源の供給を行なうための入力手段をさらに具備する、請求項１１に記載の血液検査装置。
【請求項１３】
前記血液センサを保持するホルダをさらに具備し、
前記血液センサは前記ホルダと一体化して血液センサユニットを形成し、前記血液センサユニットは前記本体に着脱可能である、
請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１４】
前記血液センサユニットは皮膚検知センサをさらに有し、
前記皮膚検知センサが皮膚を検知しない限り、前記レーザ発射装置からレーザが発射されない、請求項１３に記載の血液検査装置。
【請求項１５】
前記本体の内部に負圧手段を具備し、
前記負圧手段は、前記血液センサの近傍に負圧を加える、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１６】
前記負圧手段を制御する負圧制御回路をさらに具備し、
前記電源制御回路は、前記負圧制御回路へ供給する電源を制御する、
請求項１５に記載の血液検査装置。
【請求項１７】
前記電源部は本体に内蔵された電池電源と、外部電源とを含み、
前記電源制御回路は、前記電池電源と前記外部電源とを切替制御して併用使用を可能とし、かつ前記外部電源が接続されている場合には前記外部電源を優先して使用する、
請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１８】
前記電源制御回路は、前記外部電源が接続されている場合には、前記電池からの出力を禁止する、請求項１７に記載の血液検査装置。
【請求項１９】
前記電源制御回路は、前記外部電源が接続されている場合には、前記電池からの出力を禁止し、かつ前記電池への充電を行なう、請求項１７に記載の血液検査装置。
【請求項２０】
請求項６に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップの後であって、前記レーザ発射装置からレーザが発射された後の前記電池の残量を測定する動作後電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量と、前記動作後電池残量測定ステップで測定された電池残量の差から、前記電池消費量を測定するステップと、
を含む制御方法。
【請求項２１】
請求項１０に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の残量を測定する電池残量測定ステップと、
前記測定された電池残量と、予め定められた電池残量である残量閾値とを比較するステップと、
前記測定された電池残量が、前記残量閾値以下の場合には、前記表示部に前記電池の交換を促す表示を行なう表示ステップとを含む制御方法。
【請求項２２】
請求項１２に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の電圧を測定する電池電圧測定ステップ、
前記測定された電池電圧と、予め定められた電池電圧である電圧閾値とを比較するステップ、および
前記測定された電池電圧が、前記電圧閾値以下の場合には、前記表示部に正常の充電が不能であることを表示し、穿刺が必要な場合には前記入力手段に入力することを求める表示をする表示ステップ、ならびに
前記表示ステップの後の所定時間内に、前記入力手段に入力がされた場合には、レーザ発射装置に、前記電池の電圧が前記電圧閾値を超えている場合の充電に比べて、低電流で充電する充電ステップ、または
前記第２表示ステップの後の所定時間内に、前記入力手段に入力がされない場合は、前記レーザ発射装置への電源供給を停止する停止ステップを含む、制御方法。
【請求項２３】
請求項６に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量に応じて、レーザ発射装置への充電電流値を設定する充電電流設定ステップを含む、制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液の成分などの検査に用いる血液検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
糖尿病患者は、定期的に血糖値を測定し、その血糖値に基づいてインスリンを投与し、血糖値を正常に保つ必要がある。この血糖値を正常に保つため、血糖値を定期的に測定する必要があり、そのために患者は血液検査装置を用いて指先等から、少量の血液を採取し、この採取した血液から血糖値を測定しなければならない。【０００３】
従来の血液検査装置は、一般的に皮膚を穿刺する手段として針を用いていた（例えば、特許文献１参照）。従来の針を穿刺手段とする血液検査装置１は、図１に示すように、筺体を形成するハウジング２；ハウジング２の一方が開口した筒体３；筒体３内を往復するプランジャ４；プランジャ４に一方が連結されたハンドル５；ハンドル５がハウジング２に係止される係止部６；ハンドル５を筒体３の開口部３ａ側に付勢するバネ７；プランジャ４に一方の端が把持されるとともに他方の端には採血針（以下、針という）８が装着されるランセット９；開口部３ａ側に血液センサ１０を保持する保持部１１；センサ１０の出力が接続された電気回路部１２とを含む。【０００４】
従来の血液検査装置１を用いて血液検査をするには、以下に述べる準備作業が必要である。すでに検査した血液の影響を排除するため、血液センサ１０と針８とを交換する。使用済みの血液センサ１０を取り外して、新しい血液センサ１０を装着するには、保持部１１を外し、使用済みのセンサ１０を取り外す。次に、新しい血液センサ１０を保持部１１に装着する。そして再び開口部３ａに装着する。このとき保持部１１の近傍が血液等で汚れていたら清掃する。【０００５】
これらの準備作業は、眼の悪い糖尿病患者にとっては煩雑な作業である。しかも、これらの作業を一日数回行なわなければならず、その負担が大きかった。【０００６】
このような準備作業の後、血液検査装置１を患者の皮膚に当接し、係止部６の係止を解除する。するとバネ７によって付勢されたハンドル５が、矢印１４方向に発射される。ハンドル５の係止解除により、このハンドル５にプランジャ４とランセット９を介して連結された針８も同時に発射される。針８は、センサ１０を突き破って皮膚１３を穿刺する。【０００７】
穿刺された皮膚１３から、少量の血液が流出する。流出した血液は、血液センサ１０の内部に取り込まれる。センサ１０に取り込まれた血液は、センサ１０の内部で患者の血糖値に応じた化学変化を起こす。化学変化により生じた電流は、電気回路部１２に導かれ、血糖値が計算される。計算された血糖値は表示部１５に表示される。求められた血糖値に基づいて、例えば、患者に投与するインスリン量の基礎データが提供される。【０００８】
一方、穿刺手段としてレーザを用いた血液サンプルを採取する装置も提案されている（特許文献２および３を参照）。レーザを用いれば、針の交換が不要になるなどの利点があり、また穿刺の際の患者への痛みも軽減されうる。
【特許文献１】特表２００３−５２４４９６号公報
【特許文献２】特表２００４−５３３８６６号公報
【特許文献３】特開２００４−１９５２４５号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
レーザ装置は電気消費量が大きく、例えば電源として電池を用いた場合には、数回の穿刺で電池容量を使いきることもある。電源としての電池の電力を使いきってしまえば、穿刺はもちろん、血液検査をするための測定回路も動作できない。
血液検査装置は、その使用者である患者（例えば糖尿病患者）にとっては、生命にかかわる装置であるので、穿刺手段は動作しなくても血液検査（例えば血糖値測定）だけは実施できるようにされている必要がある。穿刺は、レーザを用いなくても他の手段で行なうことができるからである。【００１０】
本発明は、採血針の交換を不要とする、レーザを穿刺手段として用いる血液検査装置であって、たとえ電気容量の不足によってレーザ穿刺が不可能であっても、血液検査だけは実施できる装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の第一は、以下に示す血液検査装置に関する。
［１］本体と、前記本体に装着されて血液の分析を行なう血液センサと、前記本体内に設けられるとともに前記血液センサを介して患者の皮膚を穿刺する穿刺手段と、前記血液センサに接続された電気回路部とを備え、
前記穿刺手段はレーザ発射装置を含み、
前記電気回路部を駆動する電源と、前記レーザ発射装置を駆動する電源とを含む電源部の電源供給を制御する電源制御回路を有する血液検査装置。
［２］前記電源部は、１又は２以上の電池電源を含む、［１］に記載の血液検査装置。
［３］前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池残量を測定する電池残量測定回路と、前記測定された電池残量の値と、予め定められた電池残量の値とを比較する比較部とをさらに具備し、前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、［２］に記載の血液検査装置。
［４］前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池電圧を測定する電池電圧測定回路と、前記測定された電池電圧の値と、予め定められた電池電圧の値とを比較する比較部とをさらに具備し、前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、［２］に記載の血液検査装置。【００１２】
［３］や［４］の血液検査装置は、血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備していてもよい。【００１３】
本発明の第二は、以下に示す血液検査装置の制御方法に関する。
［５］  ［３］に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、前記動作前電池残量測定ステップの後であって、前記レーザ発射装置からレーザが発射された後の前記電池の残量を測定する動作後電池残量測定ステップと、前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量と、前記動作後電池残量測定ステップで測定された電池残量の差から、前記電池消費量を測定するステップと、を含む制御方法。
［６］  ［４］に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の残量を測定する電池残量測定ステップと、前記測定された電池残量と、予め定められた電池残量である残量閾値とを比較するステップと、前記測定された電池残量が、前記残量閾値以下の場合には、前記表示部に前記電池の交換を促す表示を行なう表示ステップとを含む制御方法。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の血液検査装置は、穿刺手段としてレーザを用いているにもかかわらず、電源の電力の不足により検査ができなくなる事態を未然に防止することができる。特に容量に制限のある電池を電源として用いたとしても、使用者に検査を安定して提供することができる。したがって本発明は、携帯型の血液検査装置に特に有効に適用される。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】従来の血液検査装置の一例を示す断面図
【図２】本発明の血液検査装置の第一の例を示す分解組立斜視図
【図３】本発明の血液検査装置の第二の例を示す分解組立斜視図
【図４】図３の血液検査装置の側面図
【図５】本発明の血液検査装置におけるレーザ発射装置の一例を示す外観斜視図
【図６Ａ】図５のレーザ発射装置の一構成例を示す断面図
【図６Ｂ】図５のレーザ発射装置の他の構成例を示す断面図
【図７】本発明の血液検査装置におけるレーザ発射装置の他の例を示す部分切欠斜視図
【図８】本発明の血液検査装置における血液センサの一例を示す断面図
【図９】本発明の血液検査装置における血液センサの他の例を示す断面図
【図１０】図９の血液センサの穿刺時の断面図
【図１１】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す断面図
【図１２】図８の血液センサの透視平面図
【図１３】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図
【図１４】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図
【図１５】図８の血液センサの分解平面図であり、図１５Ａはカバーの平面図、図１５Ｂはスペーサの平面図、図１５Ｃは基板の平面図
【図１６】本発明の血液検査装置における血液センサユニットとその近傍を示す断面図
【図１７】本発明の血液検査装置における血液センサユニットを当該血液検査装置に装着するためのガイド部の一例を示す要部展開正面図
【図１８】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの一例を示す斜視図
【図１９】図１８の血液センサユニットにおけるホルダの下端近傍の一構成例を示す要部断面図
【図２０】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍の他の構成例を示す要部断面図
【図２１】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍のさらに他の例を示す要部断面図
【図２２】図１８の血液センサユニットの断面図
【図２３】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの他の例を示す断面図
【図２４】本発明の血液検査装置における血液センサユニットのさらに他の例を示す断面図
【図２５】図２４の血液センサユニットの平面図
【図２６】本発明の血液検査装置におけるレーザ焦点からの穿刺対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）の関係を示すグラフ
【図２７】本発明の血液検査装置における負圧室および負圧経路の一例を示す要部拡大断面図
【図２８】本発明の血液検査装置における負圧室および負圧経路の他の例を示す要部拡大断面図
【図２９】図２７に示す負圧室の容積の説明図
【図３０】図２８に示す負圧室の容積の説明図
【図３１】本発明の血液検査装置における電気回路部のブロック図
【図３２】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の一例を示すフローチャート
【図３３Ａ】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の一例をより具体的に示す工程別断面図
【図３３Ｂ】図３３Ａに続く工程別断面図
【図３３Ｃ】図３３Ｂに続く工程別断面図
【図３３Ｄ】図３３Ｃに続く工程別断面図
【図３４】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の他の例を示すフローチャート
【図３５】本発明の血液検査装置における負圧制御の一例を説明するための図
【図３６】図３５で説明される負圧制御による皮膚の盛り上がりの様子を模式的に示す図
【図３７】本発明の血液検査装置における負圧制御の他の例を説明するための図
【図３８】本発明の血液検査装置に含まれるレーザ穿孔装置の一例を示す分解組立斜視図
【図３９】本発明の血液検査装置におけるレーザ分岐制御の一例を示す図
【図４０】図３９のレーザ分岐制御を説明するための図
【図４１】図３９のレーザ分割制御に使用可能なキューブ状光学素子の斜視図
【図４２】図３９のレーザ分割制御に使用可能なキューブの一例を示す図であり、図４２Ａはレーザ光の分岐を三次元のイメージで示す図、図４２Ｂはその分岐を実現するキューブの一例を示す斜視図
【図４３】本発明の血液検査装置においてレーザ光を斜め方向から照射して穿刺する様子を示す図
【図４４】レーザ光の照射形のバリエーションを示す図
【図４５】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御の他の例を示す概略図
【図４６】本発明の血液検査装置におけるレーザパルス制御の一例を示す図
【図４７】図４６のレーザパルス制御による穿刺状態を示す断面図
【図４８】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４８Ａは回路図、図４８Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４８Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図
【図４９】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４９Ａは回路図、図４９Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４９Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図
【図５０】本発明の血液検査装置の電源制御部の第一の例を示すブロック図
【図５１】図５０の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図５２】図５０の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図５３】図５０の電源制御部の制御手順の第三の例を示すフローチャート
【図５４】図５０の電源制御部の制御手順の第四の例を示すフローチャート
【図５５】本発明の血液検査装置の電源制御部の第二の例を示すブロック図
【図５６】図５５の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図５７】図５５の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図５８】本発明の血液検査装置の電源制御部の第三の例を示すブロック図
【図５９】図５８の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図６０】図５８の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図６１Ａ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、段階的に設定する方法を説明するグラフ
【図６１Ｂ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、連続的に設定する方法を説明するグラフ
【図６１Ｃ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、可変曲線にあわせて設定する方法を説明するグラフ
【図６２】充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係を示すグラフ
【図６３】本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御の他の例を示す図であり、図６３Ａは２分岐の場合を示す図、図６３Ｂは４分岐の場合を示す図
【図６４】図６３のレーザ分岐制御に用いられる光ファイバ方向性結合器の構成を示す概略図
【図６５】本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御のさらに他の例を示す図
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いた血液検査装置であり、吸引力によって皮膚を所定の位置に規定することができる。所定の位置に規定された皮膚に対してレーザの焦点位置を正確に設定する。しかも、吸引力によって皮膚は血液センサに密着されるので、レーザによって穿刺された皮膚から流出した血液を、確実に血液センサの内部（検出部）に導くことができる。
以下、図面に基づいて、本発明の血液検査装置を説明する。なお、各図面において共通する部材には同一の符号を付し、適宜その説明を省略する。【００１７】
装置全体図１
図２は、本発明の血液検査装置の全体構成の第一の例を示す分解組立斜視図である。
図２に示される血液検査装置３１の下ケース３２の内部には、レーザ発射装置３３と、吸引ポンプ（負圧ポンプ）３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂおよび大気開放スイッチ３４ｃで構成された負圧手段３４と、電気部品に電力を供給する電池３５と、これらの部品上に装着された電気回路部３６と、電気回路部３６の上に装着されるとともに、例えば液晶で構成された表示部３７などの部材が格納される。
各部材が格納された下ケース３２に上ケース３８が被せられて装置本体３９が構成される。上ケース３８には、透明の表示窓３８ａが、表示部３７に対応した位置に設けられる。【００１８】
装置本体３９は、血液センサユニット４４と、アダプタ４０を介して接続される。アダプタ４０の一方は円筒状の筒体であり、血液センサユニット４４が挿抜自在に装着される。血液センサユニット４４は、ホルダ４１と、ホルダ４１の内部に装着された血液センサ４２とから構成される。血液センサユニット４４の中央に設けられた窓４３は、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔からのレーザを通過させる部分である。窓４３は、貫通孔であってもよく、レーザを透過する材料で形成された部材でもよい。【００１９】
装置全体図２
図３は、本発明の血液検査装置の全体構成の第二の例を示す分解組立斜視図である。図４はその側面図である。図３および図４に示される血液検査装置３１ａは、負圧手段１４０を構成する負圧ポンプとして手動吸引できる手動ポンプを有する点で、図２に示される血液検査装置３１と相違する。この相違点について説明する。【００２０】
血液検査装置３１ａは、手動ポンプ（負圧ポンプ）１４１と、手動ポンプ１４１を手動で駆動する手動ポンプノブ１４２とを含む負圧手段１４０を有する。大気開放スイッチ１４４は、ポンプ弁ユニット１４３で発生する負圧を大気に開放する。【００２１】
手動ポンプノブ１４２は弓形状をしており、一方は支軸１４２ａとされ、他方は作用部１４２ｂとされている（図４参照）。手動ポンプノブ１４２は、支軸１４２ａを中心に回動することができる。作用部１４２ｂが手動ポンプ１４１に動力を伝達する。患者は、手動ポンプノブ１４２を、装置本体３９とともに握り、作用部１４２ｂを上下運動させることができる。この上下運動により手動ポンプ１４１が動作して負圧が発生する。【００２２】
作用部１４２ｂの上下運動により、皮膚の盛り上がりを確認しながら、適正な負圧を加えるようにするため、負圧室６０（図１６など参照）の内部を目視できるように、血液センサユニット４４の外装を透明部材で形成することが好ましい。血液センサユニット４４の外装を全て透明部材で形成してもよいし、血液センサユニット４４の先端４１ｈ側（負圧室６０側）のみを透明部材で形成してもよい。手動ポンプノブ１４２の被把持部１４２ｃには、指の形の凹凸を設けて、滑りを防止してもよい。【００２３】
負圧手段１４０を手動駆動とすることにより、負圧手段１４０を駆動する電源が不要となる。よって、電池３５を長寿命化することができ、携帯用の血液検査装置に適する。【００２４】
レーザ発射装置（レンズ含む）の態様１について
本発明の血液検査装置は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いる。レーザを皮膚に照射すると、皮膚の水のＯＨ基にレーザが吸収されて瞬間的に熱が上昇して気化する。このときに周りの細胞も一緒に気化して、皮膚に穴が開く。【００２５】
血液検査装置にはレーザ発射装置が収納される。図５は、血液検査装置に収納されるレーザ発射装置３３の外観斜視図である。また、図６Ａおよび図６Ｂは、それぞれ、レーザ発射装置３３の断面図である。図６Ａでは、レーザ結晶３３ｄは、部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇが設置された壁に囲まれた内部に配置されているが、図６Ｂでは、レーザ結晶３３ｄは、両側面に部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇを備え、レーザ結晶３３ｄは、筒体３３ｂの外壁と内部壁（仕切り板）に取り付けられている。つまり、図６Ｂでは、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄが長くなって内部壁（仕切り板）よりも前に伸長している。
レーザ発射装置３３は、発振チューブ３３ａと、発振チューブ３３ａの前方に連結された円筒状の筒体３３ｂとから構成される。筒体３３ｂの前方中央にはレーザ発射孔３３ｃが設けられる。【００２６】
発振チューブ３３ａの内部には、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）またはホロニウムをドーピングしたＨｏ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄと、キセノンフラッシュランプを用いた励起光源３３ｅとが格納される。発振チューブ３３ａの一方の端には、部分透過鏡３３ｆが装着される（特に図６Ａ）。部分透過鏡３３ｆの透過率は、約１％〜１０％にすればよい。発振チューブ３３ａの他方の端には、９９％〜１００％の全反射鏡３３ｇが装着される（図６Ａ、図６Ｂ）。また、部分透過鏡３３ｆや全反射鏡３３ｇを用いずに、レーザ結晶の端面にスパッタなどで同じ特性を有する膜を形成してもよい。
筒体３３ｂの内部には凸レンズ（焦点レンズ）３３ｈが装着される。凸レンズ３３ｈは、レーザを血液センサ４２の面の近傍に集光させる（詳細は後述）。全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆとレンズ３３ｈとレーザ発射孔３３ｃとは、この順に配置される。【００２７】
レーザ発射装置３３からレーザが発射されるプロセスを説明する。励起光源３３ｅから発射された励起光は、例えば、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄの内部に入り、Ｅｒ（エルビウム）イオンを励起してエネルギーの高い状態を作り出して反転分布状態になって、全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆの間を反射して共振するとともに増幅される。Ｈｏ（ホロニウム）の場合も同様である。増幅されたレーザの一部は、誘導放出により部分透過鏡３３ｆを通過する。部分透過鏡３３ｆを通過したレーザは、レンズ３３ｈを通過してレーザ発射孔３３ｃから放射される。後述のように、レーザ発射孔３３ｃから放射されたレーザが皮膚を穿刺（照射）する。【００２８】
レーザ発射装置の態様２について
図７にレーザ発射装置の別の例が示される。図７に示されるレーザ発射装置１８９は、一個のフラッシュランプ１８５を励起光源として、励起光を２種のレーザ結晶に照射する。このとき、それぞれの結晶からレーザが出力される。２種の結晶を用いることにより、レーザの強度や、波長の異なるレーザを出力することができる。【００２９】
レーザ発射装置１８９は、図７に示すように、断面が楕円形をした筒体を２つ重ねた形状の筺体１８８と、筺体１８８の中央部に配置されたレーザを励起するためのフラッシュランプ１８５と、フラッシュランプ１８５の両側に配置されたレーザ発振のための第１の結晶１８６および第２の結晶１８７とを含む。楕円形状の筺体１８８には３つの焦点が存在する。筐体１８８は２つの楕円が重なった形状であるため、各々の楕円に２つの焦点を有するが、そのうち１つの焦点を共通な焦点となるように配置しているため、３つの焦点が存在する。３つの焦点のうち、一方の焦点に第１の結晶１８６を配置し、他方の焦点に第２の結晶１８７を配置する。そして、２つの焦点を共有する中央部にフラッシュランプ１８５を配置する。一つのフラッシュランプ１８５で、２つの結晶１８６、１８７のそれぞれからレーザを得ることができるので、レーザ発射装置の小型化と低価格化が図られる。【００３０】
レーザの出力強度はフラッシュランプ１８５の発光強度にも比例するが、結晶１８６および結晶１８７の体積にも比例する。したがって、同じ径であっても長さの異なる２つの結晶を配置すれば、一つのフラッシュランプ１８５で、強度の異なる２つのレーザを得ることができる。【００３１】
また、同じ体積の結晶を用いれば、同じ強さの２本のレーザを同時出力することができる。したがって、レーザを分岐しなくても（図３９、図４０参照）、同じ強度の２本のレーザで皮膚を穿刺することができる。この場合、分岐によるスプリッターやミラーによるエネルギー損失がなくなる。【００３２】
組成の異なる２つの結晶（例えば、波長２.９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザの結晶、および波長１.０６μｍのＮｄ：ＹＡＧの結晶）を配置すれば、波長の異なるレーザを得ることができる。異なる波長のレーザを、同じ位置に照射すれば、皮膚に深さの異なる傷をつけることができる。例えば、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧとでは、ＯＨ基の吸収効率が異なる。そこで、吸収効率の高いＥｒ：ＹＡＧで浅めの傷をつけ、Ｅｒ：ＹＡＧよりも効率の低いＮｄ：ＹＡＧで深めの傷をつけることができる。この性質を利用して、同時に２つのレーザを照射すると、より効率良く皮膚に傷をつけることができる。２つのレーザを照射する場合には、若干の時間差をつけて、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧの順に照射することが好ましい。【００３３】
レーザ発射装置１８９を用いれば、レーザの波長を選択して使用することができる。また、光学系を用いて２種類のレーザを同じ位置に照射するようにすれば、出力強度を向上させることができる。【００３４】
本発明の血液検査装置は、患者の皮膚を穿刺する手段として、皮膚に接触することなく穿刺できるレーザ発射装置を用いているので、従来の血液検査装置で必要とされた穿刺針が不要となる。また、患者の皮膚と非接触の穿刺手段を用いるので、衛生的である。また、穿刺針は検査毎に交換される必要があったが、本発明の血液検査装置による検査では、その交換作業も不要となる。
さらに、針による穿刺では必要とされた針を運動させる可動部品が、本発明の血液検査装置では必要ないので、故障が少なくなる。また、本発明の血液検査装置は必要な部品点数が少なくなるので、部品管理が容易である。また、レーザ発射孔３３ｃの前面に透明の防水壁を設けておけば、血液検査装置全体を丸洗いすることも可能となる。【００３５】
血液センサについて
本発明の血液検査装置は、穿刺された皮膚から流出した血液を取り込み、その血液成分などを検査するための血液センサを有する。【００３６】
血液センサの第一の例
図８は、血液センサの第一の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２は、外形形状が円形または多角形である。血液センサ４２を構成する基体４５は、基板４６と、基板４６の上面に貼り合わされたスペーサ４７と、スペーサ４７の上面に貼り合わされたカバー４８とで構成される。【００３７】
基体４５の略中央には、血液の貯留部４９が設けられる。貯留部４９は、基板４６に設けられた孔４６ａと、スペーサ４７に設けられた孔４７ａとに連通して形成される。貯留部４９は、皮膚からの血液を採取するため、下方に向かって開口している。貯留部４９の容積は特に限定されないが、例えば、０.９０４μＬとすればよい。貯留部４９には、供給路５０の一方の端が連結される。供給路５０の容積は特に限定されないが、例えば、０.１４４μＬとすればよい。供給路５０の内部には検出部５１が配置される。
貯留部４９に溜められた血液は毛細管現象で供給路５０に導入され、検出部５１に導かれる。供給路５０の他端は空気孔５２に連結されている。空気孔５２の直径は、５０μｍ〜２５０μｍ程度とすればよい。空気孔５２の直径を小さくすれば、空気孔５２からの血液の過剰な流出が抑えられる。また、空気孔５２は、貯留部４９に皮膚が密着した状態において、貯留部４９内に負圧を加える負圧路としても作用する。【００３８】
検出部５１上に載置された試薬５３は、検査対象に応じて適宜調製すればよい。例えば、０.０１〜２.０ｗｔ％ＣＭＣ（カルボキシルメチルセルロース）水溶液に、酵素（ＰＱＱ−ＧＤＨ）を０.１〜５.０Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭとなるようにそれぞれ添加して溶解させて調製した試薬溶液を、基板４６に配置された検出部５１上に滴下して、乾燥させて試薬５３とする。【００３９】
血液センサ４２の貯留部４９は、面４９ａ（以下「天面」ともいう）で封鎖されている。
照射されたレーザが天面４９ａを透過するようにすれば、レーザによって穿刺された皮膚から流出した血液が、天面４９ａから流出することはなく、好ましい。天面４９ａをレーザが透過するには、カバー４８をレーザが透過できる材質（例えば、ガラスやポリイミドなどのプラスチックが含まれる）で形成すればよい。【００４０】
また、照射されたレーザが天面４９ａを透過できない場合は、そのレーザが天面４９ａを穿孔できればよい。レーザが天面４９ａを穿孔する場合は、基板４６、スペーサ４７およびカバー４８は、同じ材質で形成されうる。【００４１】
天面４９ａに形成された孔は、空気孔５２とともに、負圧手段が貯留部４９を負圧にするための負圧経路となることができる。【００４２】
血液センサの第二の例
図９は、血液センサの第二の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２の貯留部４９の天面４９ａは封鎖されているが、一方、図９に示される血液センサ１０３の貯留部４９の天面は開放されている。【００４３】
血液センサ１０３のカバー４８には孔１０３ｂが形成されている。孔１０３ｂの直径（例えば、１.０ｍｍ）は、貯留部４９の直径（例えば、２.０ｍｍ）よりも小さい直径であって、空気孔５２の直径（５０μｍ〜２５０μｍ）よりも大きいことが好ましい。孔１０３ｂは、貯留部４９の天面中央に位置することが好ましい。レーザは、孔１０３ｂを通過して皮膚を穿刺する。孔１０３ｂを設けることにより、レーザの減衰を抑制することができる。よって、照射するレーザのエネルギーを小さくすることができる。【００４４】
孔１０３ｂは、空気孔５２とともに、負圧手段３４、１４０が貯留部４９を負圧にするための負圧経路となることができる。【００４５】
図１０に示すように、孔１０３ｂの内側に生じる血液１６の表面張力が、皮膚穿刺により採取した血液１６のカバー上面への流出を抑制する。血液１６が貯留部４９の内部に行き渡る。したがって、適正量の血液１６を採取することができる。貯留部４９を満たした血液１６は、毛細管現象により供給路５０に流入させられる。【００４６】
孔１０３ｂを撥水性にしておけば、血液１６は孔１０３ｂからさらに溢れにくくなる。よって、血液検査装置の内部が血液で汚染されることはない。【００４７】
血液センサ１０３のカバー４８の材質には、ポリエチレンテレフタート（ＰＥＴ）などを使用することもでき、基板４６やスペーサ４７と同様の材質を使用することができる。よって、材料管理が容易である。【００４８】
レーザは貯留部４９の孔１０３ｂを通過するが、孔１０３ｂの中心を通過してもよく、孔１０３ｂの中心からずれた位置を通過させてもよい。例えば、レーザを、孔１０３ｂの中心から、供給路５０から遠い位置を通過させれば、皮膚１３から流出した血液１６が確実に貯留部４９の内部を満たした後に、供給路５０へ流入する。したがって、精度の高い測定ができる。【００４９】
血液センサ１０３は、あらかじめ、貯留部４９の天面に孔１０３ｂが形成されている。このようにあらかじめ孔１０３ｂが形成されているので、穿孔すべき箇所にレーザの軸を合わせる必要がない。よって、血液センサユニット４４への血液センサ１０３の装着が容易となる。孔１０３ｂは０.０５〜０.２５ｍｍ程度と小さくすればよく、穿刺孔からの血液１６の流出を抑制することが好ましい。【００５０】
本発明の血液検査装置における血液センサは、図８および図９に示されたように、貯留部４９と供給路５０を有することが好ましい。供給路５０の内壁面は親水性を有することが好ましい。検出部５１が配置された供給路５０に、血液をスムーズに送り込むためである。また、供給路５０の内壁面の親水性は、貯留部４９の内壁面の親水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液を、スムーズに供給路５０に供給するためである。【００５１】
さらに、本発明の血液検査装置における血液センサは、図８および図９に示されたようにカバー４８を有し、カバー４８は貯留部４９の天面を形成している。カバー４８の上面４８ａ、１０３ａ（レーザが照射される面）は、撥水性を有することが好ましい。また、カバー４８の上面４８ａ、１０３ａの撥水性は、貯留部４９の内壁面の撥水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液が、カバー４８に形成された孔（レーザ穿孔による孔または孔１０３ｂ）から流出するのを防止するためである。【００５２】
血液センサの第三の例
患者の皮膚１３の湿り具合は、環境によって異なる。
一方、レーザによる穿刺される皮膚１３は、適度な水分を有していることが好ましい。そこで、レーザ穿刺する前の皮膚１３の近傍をあらかじめ湿らすことにより、皮膚１３に適度の水分を与えて湿り具合を一定にすることが好ましい。安定した条件で測定を行うためである。【００５３】
図１１には、血液センサ４２（詳細は図８を参照）の皮膚１３に当接する下面側に、水を貯留する水貯留部１９５を設けた血液センサ４２ａが示される。図１１に示された血液センサ４２ａは、レーザが照射された時、またはレーザが照射される前に負圧手段３４、１４０により皮膚が盛り上げられた時に、水貯留部１９５が破れて皮膚１３に定量の水をかけて、皮膚を湿らせる。水貯留部１９５は、例えば水が収容されたＰＥＴなどのプラスチック材の容器であるか、もっと柔らかいバッグでも可能であり、水を浸み込ませたスポンジまたは綿状の部材であってもよい。ただし、レーザが通過する透過部分１９６には、水貯留部１９５を配置しないことが好ましい。水によってレーザの強度が減少するためである。【００５４】
血液センサの透視平面図１
図１２は、血液センサ４２の透視平面図である。血液センサ４２には、検出電極５４〜５７が配置され、貯留部４９から空気孔５２に向かって順に、検出電極５７（Ｈｃｔ（ヘマトクリット）極）、検出電極５６（対極）、検出電極５４（作用極）、検出電極５６（対極）、検出電極５５（検知極）とされている。検出部５１に検出電極５４〜５６が配置される。【００５５】
検出電極５４〜５７のそれぞれは、接続電極５４ａ〜５７ａに接続される。接続電極５４ａ〜５７ａは、基板４６の外周にまで延びる。接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれには、接触部位５４ｂ〜５７ｂが設けられている。さらに、接続電極５６ａには、接触部位５６ｂに加えて接触部位５６ｃも設けられ、２つの接触部位が形成されている。基準電極５６ｄは、接続電極５６ａ以外の接続電極（５４ａ、５５ａ、５７ａ）に設けても構わない。
接触部位５４ｂ〜５７ｂ、および接触部位５６ｃは、センサ４２の外周近傍に略等間隔に配置される。【００５６】
各接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのうち、接触部位５６ｂと接触部位５６ｃとは導通しており、その他の接触部位同士は絶縁されている。
接触部位５６ｃを基準接触部位、つまり基準電極５６ｄとして用いて、各接続電極を特定することができる。つまり、隣り合う接触部位の絶縁抵抗を電気回路部３６（図２参照）で測定し、絶縁抵抗が零となる接触部位を基準電極５６ｄと特定する。基準電極５６ｄを基準に、時計周りに接続電極５６ａ、接続電極５７ａ、接続電極５４ａ、接続電極５５ａを特定する。【００５７】
このように血液センサ４２は基準電極５６ｄを有するので、各接続電極を特定することができる。よって、装置本体３９に配置された５つのコネクタそれぞれに、接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）が任意に接続されても、各接続電極が特定されて測定が可能となる。よって、血液センサ４２（または血液センサ４２を含む血液センサユニット４４）を対称形として、無造作に装置本体３９に装着することができ、装着作業が非常に容易となる。【００５８】
基板４６の外周上には、位置合わせ凹部４６ｃを設けてもよい。位置合わせ凹部４６ｃに対応して、スペーサ４７とカバー４８のそれぞれ外周上には、位置合わせ凹部４７ｃ、４８ｃが設けられる。位置合わせ凹部４６ｃ〜４８ｃにより、血液センサ４２を血液センサユニット４４の所定位置に合わせて装着することができる。【００５９】
血液センサの透視平面図２
図１３は、円形形状の血液センサの透視平面図である。図１３に示された血液センサ１０１は、接続電極５６ａから所定のパターンを介して基準電極５６ｄを形成した点で血液センサ４２（図１２参照）と相違している。以下において、この相違点を中心に説明する。【００６０】
基準電極５６ｄには、基準接触部位５６ｃが設けられる。基準接触部位５６ｃおよび接触部位５４ｂ〜５７ｂはそれぞれ、外周近傍に等間隔で配置される。つまり、接触部位５４ｂ、５５ｂ、５６ｂ、５６ｃ、５７ｂで正五角形を形成している。【００６１】
接続電極５６ａと基準電極５６ｄの間はレーザで加工されたパターン５６ｅで接続される。パターン５６ｅの幅を変えることにより、接触部位５６ｂと基準接触部位５６ｃとの間の抵抗値を変化させることができる。基準電極５６ｄは、接続電極５４ａ〜５７ａの位置を特定する基準となる。【００６２】
基準電極５６ｄは、血液センサ１０１の製品仕様の識別に利用されうる。例えば、パターン５６ｅの抵抗値が２００オーム〜１０００オームであれば検量線１を、抵抗値が１０００オーム〜２０００オームであれば検量線２を、抵抗値が２０００オーム〜３０００オームであれば検量線３をそれぞれ用いると設定し、自動でそのセンサの検量線を認識し、最適な検量線を用いて血糖値を測定する。
基準電極は、検量線の自動認識のほかにも、種々の製品仕様の識別について利用されうる。例えば、Ａ社仕様、Ｂ社仕様のように、出荷先のユーザの識別に用いることもできる。【００６３】
パターン５６ｅで種々の値を有するインダクタを形成し、このインダクタを発振器を構成する共振器に接続して、インダクタの値の相違により発振周波数を変化させて、種々の情報を持たせることができる。【００６４】
基準電極５６ｄを設けることにより、血液センサユニット４４を血液検査装置３１、３１ａに装着するとき、装着方向を軸とする軸周りの角度を任意にして装着しても、各接続電極５４ａ〜５７ａを特定することができる。したがって、血液センサユニット４４の装着において、装着方向を目視などで合わせる必要がなく、装着が容易になる。【００６５】
血液センサの透視平面図３
図１４は、四角形状をした血液センサの透視平面図である。図１４に示された血液センサ１０２の外形形状は四角形であるが、六角形や八角形などの多角形であってもよい。四角形や六角形にすると、材料取りの歩留まりが向上する。また、図１４に示したように、四辺のうちの一辺に血液センサユニット４４との位置合わせ凹部１０２ａを設けて非対称形にしてもよい。凹部１０２ａは、血液センサ１０２を血液センサユニット４４に取り付けるときの基準となる。また、凹部１０２ａに係合する血液センサユニット４４側の凸部１３０ｆ（図２５参照）を基準にして、アダプタ４０との位置合わせをすれば、基準電極５６ｄを設けなくても検出電極５４〜５７の位置を特定することができる。【００６６】
接触部位５４ｂ〜５７ｂは、四角形の基板１０２ｂの各角に設けられている。基板１０２ｂにはスペーサ１０２ｃおよびカバー１０２ｄが貼り合わされている。基板１０２ｂは基板４６に対応し、スペーサ１０２ｃはスペーサ４７に対応し、カバー１０２ｄはカバー４８に対応する（図８参照）。【００６７】
血液センサの分解平面図
本発明の血液検査装置に具備される血液センサ４２（図８参照）の組み立ておよび材料について説明する。【００６８】
図１５は、血液センサ４２の分解平面図である。図１５Ａはカバー４８の平面図、図１５Ｂはスペーサ４７の平面図、図１５Ｃは基板４６の平面図である。【００６９】
図１５Ｃは、血液センサ４２を構成する円形をした基板４６の平面図である。基板４６の直径は、約８.０ｍｍとすればよい。基板４６の材質は、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）などの樹脂であり、厚さは約０.０７５〜０.２５０ｍｍ（例えば、０.１８８ｍｍ）である。【００７０】
基板４６の上面には、検出電極５４〜５７、および検出電極５４〜５７のそれぞれから導出された接続電極５４ａ〜５７ａが一体的に形成されている。検出電極および接続電極は、金や白金、パラジウムなどを材料として、スパッタリング法または蒸着法により導電層を形成し、レーザ加工して形成すればよい。【００７１】
基板４６の略中央に設けられた孔４６ａの直径は、約２.０ｍｍとすればよい。孔４６ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。【００７２】
孔４６ａは、検出電極５４〜５７側から、凸金型を用いて打ち抜いて形成することが好ましい。検出電極５４〜５７側から打ち抜けば、検出電極５４〜５７に傷を付けにくいからである。また、打ち抜きにより孔４６ａにバリが生じたとしても、そのバリは下方（皮膚側）に向かう。したがって、貯留部４９からの血液１６の流出が防止される。基板４６の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４６ｃは、血液センサユニット４４の筒体４１ｅ（図１６参照）に形成された位置合わせ用凸部とかみ合う。よって、血液センサ４２の血液センサユニット４４への装着位置が決定される。【００７３】
図１５Ｂは、スペーサ４７の平面図である。スペーサ４７の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。スペーサ４７の材質はポリエチレンテレフタレートなどの樹脂であればよく、その厚さは、０.０２５〜０.２５ｍｍ（例えば、０.１ｍｍ）であればよい。【００７４】
スペーサ４７の略中央に設けられた孔４７ａは、直径２.０ｍｍであり、かつ基板４６に設けられた孔４６ａに対応する位置に設けられる。孔４７ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。貯留部４９は、孔４６ａと孔４７ａとで形成される。【００７５】
孔４７ａから外周方向へ向かってスリット４７ｂが形成される。スリット４７ｂは、血液の供給路５０となる。スリット４７ｂの壁面と、それに対応する基板４６の上面も親水化処理されている。また、スリット４７ｂの幅は約０.６ｍｍとすればよく、長さは約２.４ｍｍとすればよい。その結果、供給路５０の容量は約０.１４４μＬとなる。
したがって、供給路５０の容量を小さくすれば、小容量の血液で血液検査ができるので、患者への負担も少なく、また患者へ与える恐怖心もない。【００７６】
スペーサ４７の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４７ｃは、基板４６に形成された位置合わせ用の凹部４６ｃに対応した位置に形成される。【００７７】
図１５Ａは、カバー４８の平面図である。カバー４８の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。カバー４８の厚さは、約０.０５０〜０.１２５ｍｍ（例えば、０.０７５ｍｍ）とすればよい。【００７８】
カバー４８の材質は、レーザを吸収しない材質とすることができる。カバー４８の材質の例には、ガラス、およびポリイミドなどのプラスチックが含まれる。レーザがカバー４８で吸収されなければ、貯留部４９の天面４９ａを通過して、皮膚を穿刺することができる。レーザにより天面４９ａが穿孔されないので、血液が孔から流出せず、装置本体３９の内部に血液１６が流入しない。【００７９】
カバー４８の材質は、レーザを吸収する材質であってもよい。その場合には、照射されたレーザによってカバー４８が穿孔されるか、または、レーザを照射する前に、カバー４８にレーザが貫通するための孔を形成しておけばよい。【００８０】
空気孔５２は、供給路５０の先端部に対応して設けられる。空気孔５２の直径は、５０μｍである。【００８１】
基体４５の上面を形成するカバー４８の上面４８ａ（図８参照）は撥水化処理されていることが好ましい。供給路５０の天面は親水化処理されていることが好ましい。また、貯留部４９の天面４９ａは、供給路５０よりも弱い親水化処理をされているか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水化処理をされていることが好ましい。【００８２】
親水性を弱めるには、例えば、疎水性材料に施された親水性化材を除去して、疎水性を強めればよい。親水化材の除去は、例えば、ＵＶ（紫外線）照射により親水化材を分解して行う。貯留部４９の天面４９ａは、疎水性の素材をそのまま用いることができる。【００８３】
材料の撥水化は、その材料に撥水化材を混入すればよい。また、親水性材料の表面に適量の撥水化材を塗布してもよい。なお、撥水性の程度を調整するには、混入する撥水化材の量を調整すればよい。【００８４】
血液センサ４２の各部材の親水性または疎水性は、以下のようにして調整することができる。
あらかじめカバー４８の上面４８ａに撥水化処理を行う。一方、カバー４８の下面には親水化処理を全面に施す。カバー４８の下面には、供給路５０の天面が含まれる。次に、基板４６とスペーサ４７とカバー４８を貼り合わせる。これらを貼り合わせた後に、貯留部４９の開口から短波長のＵＶを照射して、天面４９ａの親水性材料を分解除去する。
以上のように製造された血液センサ４２は、カバー４８の上面４８ａを撥水性にし、かつ供給路５０の内面を親水性にすることができる。また、貯留部４９の内面は、供給路５０よりも弱い親水性を、または上面４８ａよりも弱い撥水性を有しうる。【００８５】
基板４６の厚み（０.１８８ｍｍ）と、スペーサ４７の厚み（０.１００ｍｍ）と、カバー４８の厚み（０.０７５ｍｍ）との比は、略２.５：１.３：１とされている。これにより、血液センサ４２を薄型化しながら、しかも十分な血液を溜める貯留部４９を形成することができる。また、スペーサ４７の厚み（０.１００ｍｍ）によって、供給路５０の毛細管現象の効果も十分に得ることができる。【００８６】
血液センサ４２の貯留部４９の容積（０.９０４μＬ）と供給路５０の容積（０.１４４μＬ）の比は特に限定されない、略６：１とすればよい。それにより、血液１６の不足により検査が不正確になることはない。また、貯留部４９の容積は、必要とする供給路５０の容積に対して大き過ぎることはなく、血液１６が大量に供給路５０を流れて、試薬５３（図８参照）を押し流すこともない。したがって、血液１６の流れが律速状態となり、試薬５３の溶融性にばらつきが生じることはなく、正確な血液１６の検査ができる。【００８７】
また、採取する血液１６の量は、血液１６の検査に必要十分な微小容量に設定されたものであり、供給路５０の容積の約６倍の血液１６を採取するのみである。したがって、患者にかける負担を極めて少なくすることができる。正確な測定のための血液１６の採取量と、患者への負担を少なくするための血液１６の採取量とを勘案して、貯留部４９の容積は、供給路５０の容積の５倍以上、かつ７倍以下であることが好ましい。【００８８】
血液センサユニットについて
本発明の血液検査装置における血液センサは、血液センサユニットに含まれていてもよい。血液センサユニットは、装置本体に着脱可能であり、交換可能な部材である。【００８９】
図１６は、血液センサユニット４４とその近傍の断面図である。血液センサユニット４４は、上下方向が共に開口した円筒形状のホルダ４１と、ホルダ４１内を塞ぐように設けられた装着部４１ｂとによって、断面を「Ｈ」形状に構成されている。【００９０】
ホルダ４１の材質は、射出成形されうる樹脂が好ましく、ＡＢＳ樹脂、ＡＳ樹脂、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレンテレフタートなどの熱可塑性樹脂；またはフェノール樹脂、エポキシ樹脂、シリコン樹脂などの熱硬化性樹脂などが例示される。【００９１】
装着部４１ｂには血液センサ４２が装着されている。血液センサ４２は着脱可能であってもよい。図１６では、血液センサ４２が、装着部４１ｂの上側（レーザ発射装置３３側）に装着されているが、装着部４１ｂの下側（穿刺される皮膚１３側）に装着されていてもよい。【００９２】
装着部４１ｂの中央には、貯留部４９に対応して窓４３を設けることが好ましい。窓４３の開口部面積は、貯留部４９の開口部面積よりも大きいことが好ましい。さらに、装着部４１ｂの上側と下側を貫通する負圧路４１ｃが設けられる。負圧路４１ｃは、例えば、血液センサ４２の外周とホルダ４１の内周側との間に設けられていればよい。【００９３】
装着部４１ｂよりも下側の筒体４１ｄは、皮膚１３との間に負圧室６０を形成する。また、血液センサユニット４４の装着部４１ｂよりも上側の筒体４１ｅの内壁は、アダプタ４０の外側に係止する。【００９４】
アダプタ４０の内側にはコネクタ６１が設けられる。コネクタ６１は、それぞれ独立した複数本（例えば、５本）のコネクタ６１ａ〜６１ｅからなる。血液センサユニット４４をアダプタ４０に装着すると、コネクタ６１ａ〜６１ｅが、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれに接触する。コネクタ６１ａ〜６１ｅの信号は電気回路部３６に導かれる。【００９５】
筒体４１ｄの先端４１ｈに設けられた第１の皮膚接触センサ６２は、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接したことを検知する。第１の皮膚接触センサ６２も、ホルダ４１内に配置された導体６２ａを介して、アダプタ４０に設けられた接続部６２ｃに接続し、さらにアダプタ４０側の導体６２ｂに接続される。導体６２ｂは電気回路部３６に導かれている。【００９６】
筒体４１ｄの先端４１ｈの互いに異なった部位に、複数個（例えば、２個）の導体からなる第１の皮膚接触センサ６２を設けることが好ましい（図１６では、筒体４１ｄの中心を対称点として２個の第１の皮膚接触センサ６２が設けられる）。第１の皮膚接触センサ６２の２個の導体間の抵抗値を測定することにより、皮膚１３への当接を検知する。このため、皮膚１３が隙間なく確実に血液センサユニット４４の先端に当接したことを検知することができる。第１の皮膚接触センサ６２が皮膚の接触を検知しない限り、レーザを発射できなくすることが好ましい。第１の皮膚接触センサ６２は、機構式のマイクロスイッチや、反射型の光学スイッチなどであってもよい。【００９７】
レーザ発射装置３３からレーザが発射されると、レーザにより皮膚１３内の毛細血管が傷付けられ、血液１６が流出する。流出した血液１６は貯留部４９に溜められる。【００９８】
血液センサユニット４４の筒体４１ｄとアダプタ４０とには、血液センサユニット４４の装着を容易にするためのガイド部が設けられていてもよい。図１７は、血液センサユニット４４のアダプタ４０への挿入をガイドするガイド部６３の要部展開正面図である。筒体４１ｄの内側に凸部４１ｆが形成され、アダプタ４０の外側に凸部４０ｆが形成される。凸部４１ｆおよび凸部４０ｆの端の先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは、それぞれ鋭角とされている。先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは互いに向かい合う。凸部４０ｆとその先端部４０ｇ、および凸部４１ｆとその先端部４１ｇとで、ガイド部６３を形成する。【００９９】
血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入するときに、互いの位置が多少ずれていたとしても、血液センサユニット４４はガイド部６３に沿って進路を修正しながら挿入される（矢印６４参照）。その結果、アダプタ４０に設けられたコネクタ６１ａ〜６１ｅと、センサ４２に設けられた接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのいずれかとが、確実に接触する。したがって、血液センサユニット４４を、挿入方向を軸とする回転角度を考慮することなく挿入することができるので、血液センサユニット４４の装着が容易になる。【０１００】
図１８は、血液センサユニットの斜視図である。図１８に示された血液センサユニット１１０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１１０は、その断面が「Ｈ」形状である円筒状である。血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの内側には、血液センサ（血液センサ４２、１０１、１０２、１０３のいずれでもよい）の接触部位の信号を、電気回路部３６へ伝達する５本のコネクタ１１１が設けられていてもよい（ただし、血液センサ１０２の場合には４本のコネクタでよい）。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａの上端でアダプタ４０に接続され、このアダプタ４０を介して電気回路部３６に導かれる。
コネクタ１１１をアダプタに設けて、コネクタ１１１を血液センサユニット１１０の血液センサの接触部位に接触させてもよい。【０１０１】
ホルダ１１０ａの開口を塞ぐように設けられた装着部１１０ｂの裏側（下端１１０ｈ側、つまり穿刺される皮膚が配置される側）に、血液センサ４２が装着される。装着部１１０ｂの略中央に設けられた窓１１０ｃは、血液センサ４２の貯留部４９の位置に対応して設けられる。レーザは、窓１１０ｃと貯留部４９を通過して、皮膚１３を穿刺する。【０１０２】
装着部１１０ｂに設けられた空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の空気孔５２と対応した位置に設けられる。空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の供給路５０に血液１６を流入させたり、貯留部４９に負圧を加えたりするために設けられる。【０１０３】
アダプタ４０と係合する係合部１１０ｅの弾性で、アダプタ４０に血液センサユニット１１０が係合する。ホルダ１１０ａには、互いに対向する２つの係合部１１０ｅが設けられる。係合部１１０ｅは、その両隣にスリットを形成されて弾性を付与され、ホルダ１１０ａと一体的に形成されている。したがって、係合部１１０ｅを低価格で製造することができる。【０１０４】
装着部１１０ｂの上面には、消臭部材置場１１０ｆが同心円状に設けられる。消臭部材置場１１０ｆには消臭部材が載置される。レーザ穿刺をした場合、皮膚１３が炭化して臭いを生じることがあるので、この臭いを消臭部材（脱臭剤など）で消臭することができる。また、装着部１１０ｂの上面には、血液溜り１１０ｇが同心円状に設けられる。したがって、血液センサ１０３（図１０参照）の孔１０３ｂから血液１６が溢れ出たとしても、血液１６は血液溜り１１０ｇに滞留するので、血液１６が血液検査装置３１、３１ａの本体部を汚すことを防止することができる。【０１０５】
図１９は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の一構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈの端部は患者の皮膚１３に当接して、負圧室６０を形成する。下端１１０ｈは、皮膚１３との密着性が要求される。そこで、下端１１０ｈは鋭角に尖った２本の同心円上の線１１０ｊで形成されていてもよい。線１１０ｊは皮膚１３と線接触により確実に当接するので、負圧室６０の密室性は保たれる。線１１０ｊは２本である必要はなく、１本でも２本以上の複数本でもよい。【０１０６】
また、２本の同心円上の線１１０ｊの間に形成される溝に毛細管機能を付与すれば、測定後の余分な血液１６は、前記溝に吸引される。よって、拭き取り用の紙などを準備する必要がない。【０１０７】
図２０は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の他の構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈには、ゴムやシリコン、ウレタン、スポンジなどの弾性体で形成された同心円状の当接部１１０ｋが形成されている。したがって、当接部１１０ｋは、その弾性によって皮膚１３と密着し、負圧室６０の密室性が保たれる。当接部１１０ｋの接触面は、皮膚１３との当接面積を大きくするため、平面であることが好ましい。【０１０８】
当接部１１０ｋをスポンジなどの吸水性を有する吸収部材で形成すれば、穿刺により流出した余分な血液１６を測定後に拭き取ることができる。そのため、拭き取り用の紙などを準備する必要がなくなる。また、吸収部材に消毒薬を加えれば衛生的である。【０１０９】
皮膚１３の湿り具合は、季節などの外部環境によって変化する。したがって、穿刺する皮膚１３の近傍の湿り具合は一定にすることが好ましい。したがって、穿刺の前に、あらかじめ皮膚１３に適度の水分を与えて皮膚を湿らすことにより、安定した条件で測定を行うようにしてもよい。
そこで、図２１に示されたように、血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの下端１１０ｈの全周に渡って、水を含ませた水貯留部１９７を設けて、あらかじめ穿刺部付近の皮膚１３を水に浸してからレーザで穿刺するようにしてもよい。水貯留部１９７は、スポンジなどの弾性を有する多孔質材料であればよい。【０１１０】
図２２は、血液センサユニット１１０の断面図である。図２２に示すように、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂの下面に血液センサ４２が配置され、装着部１１０ｂに保持される。皮膚１３は、負圧手段３４、１４０（図２、図３など参照）によって盛り上げられて、血液センサ４２に密着する。血液センサ４２は、装着部１１０ｂにより保持されているので、密着する皮膚１３によって歪みにくい。コネクタ１１１は、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに接触する。ホルダ１１０ａには、アダプタ４０に対応するガイド部６３（図１７参照）が設けられていることが好ましい。【０１１１】
本発明の血液検査装置は負圧手段を有し、負圧手段は血液センサユニット１１０の内部を負圧にする。その負圧経路として、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂに、溝１１０ｆを形成してもよい。溝１１０ｆは、ホルダ１１０ａの装着部１１０ｂの外周側から、装着部１１０ｂの略中央に形成された窓１１０ｅに延びる。負圧を加えると、溝１１０ｆも負圧にされて、血液センサ４２は装着部１１０ｂに密着し、負圧を大気開放すると、血液センサ４２は装着部１１０ｂから外れる。
コネクタ１１１は、血液センサ４２と接触面１１１ａにおいて接触する。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａに内蔵され、装着部１１０ｂの一部に割り込むように形成されている。これにより、血液センサ４２の上面に形成された接続電極の接触部位とコネクタ１１１に設けられたコンタクト部（ともに図示せず）とが接続する。【０１１２】
血液センサ４２の下面に第２の皮膚接触センサ１１０ｍを設けてもよい。これにより、負圧室６０の負圧により皮膚１３が第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接したことを検知する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、例えば、対電極で構成すればよい。第２の皮膚接触センサ１１０ｍが、皮膚との接触を検知しない限り、レーザが発射できないようにすることが好ましい。
前記当接を検知した時点で、負圧手段３４による負圧室６０への負圧を停止してもよい。このように負圧手段３４を制御することにより、負圧電力を無駄にせずに最適に制御できる。【０１１３】
さらに、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈに第１の皮膚接触センサ６２を設けてもよい。【０１１４】
図２３は、他の血液センサユニットの断面図である。図２３に示された血液センサユニット１２０は、特に説明のない限り、血液センサユニット１１０と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１２０は、ホルダ１２０ａの開口を塞ぐように形成された装着部１２０ｂの上側に、血液センサ４２が載置される点で、血液センサユニット１１０と相違する。電気回路部３６に接続されているコネクタ６１は、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）と導通する。【０１１５】
断面「Ｈ」形状に形成された血液センサユニット１２０の装着部１２０ｂの上方空間と下方空間は、負圧路１２０ｃで連通される。下方空間は負圧室６０を形成している。第１の皮膚接触センサ６２が、ホルダ１２０ａの下端１２０ｈに設けられる。また図示されないが、装着部１２０ｂの下面に第２の皮膚接触センサ１２０ｍが設けられていてもよい。【０１１６】
血液センサ４２を装着部１２０ｂの上面に装着すれば、コネクタ６１と、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）との接触圧を大きくすることができる。また、血液センサ４２の装着部１２０ｂへの装着が容易となる。【０１１７】
血液センサ４２および装着部１２０ｂで区切られた、装置本体３９側の空間（同図中の上部空間）と、皮膚１３側の空間（同図中の下方空間）とは、負圧路１２０ｃを介して連通される。皮膚１３に負圧を加えるときには、この負圧路１２０ｃを介して皮膚１３側の空間を負圧にすることができる。また、負圧を大気開放すると、負圧路１２０ｃを介して装置本体３９側の空間に空気がすばやく流入する。よって、血液センサ４２に取り込まれた血液が、装置本体３９側に飛散することを防止することもできる。【０１１８】
負圧路として、装着部１２０ｂの上側に溝１２０ｆを形成してもよい。溝１２０ｆは、ホルダ１２０ａの装着部１２０ｂの外周側から、装着部１２０ｂの略中央に形成された窓１２０ｅに延びる。溝１２０ｆがあれば、装着部１２０ｂを貫通する孔（負圧路１２０ｃ）を設ける必要がなくなる。【０１１９】
図２４は、さらに他の血液センサユニットの断面図である。図２４に示された血液センサユニット１３０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。ここでは、血液センサユニット１３０の装着部１３０ｂの上面に、センサ４２が装着される。ホルダ１３０ａの下端１３０ｄの内径は、上端１３０ｃの内径よりも小さい。【０１２０】
装着部１３０ｂの下方に形成される負圧室６０の開口部１３０ｅの直径は、２〜２０ｍｍが好ましく、３〜１０ｍｍがより好ましく、５〜７ｍｍがさらに好ましい。穿刺する皮膚への負圧効率を高めるためである。また、上端１３０ｃの外形よりも下端１３０ｄの外形を小さくすれば、複数の血液センサユニット１３０を縦に積層して、効率良く収納することができる。一般的に、血液センサ４２はある程度の大きさを必要とするので、上端１３０ｃの外形は小さくしにくいことがある。【０１２１】
また、ホルダ１３０ａの内側に血液センサ４２方向に突出して設けられた係止凸部１３０ｇは、血液センサ４２を係止して、ホルダ１３０ａからの外れを防止する。【０１２２】
図２５は、血液センサユニット１３０の平面図である。血液センサユニット１３０のホルダ１３０ａには、血液センサ４２の位置合わせ用の凹部４６ｃ、４７ｃ（図１５参照）に嵌合する凸部１３０ｆが２つ形成されている（略１２０度の角度）。ホルダ１３０ａの凸部１３０ｆと、血液センサ４２の位置合わせ用凹部４６ｃとで、血液センサユニット１３０内における血液センサ４２の配置位置が決定される。血液センサ４２が適切に配置された血液センサユニット１３０は、アダプタ４０に対して、ガイド部６３（図１７参照）により所定位置に装着される。このようにして、血液センサ４２の検出電極５４〜５７の信号は、電気回路部３６に伝えられる。
凸部１３０ｆは１つでもよいが、その場合には、装着部１３０ｂを、血液センサ４２を嵌入できるような構造にしておくことが好ましい。【０１２３】
レーザの焦点について
本発明の血液検査装置は、穿刺手段としてレーザを用いており、装置本体にはレーザ発射装置が収納される（図２など参照）。発射されたレーザは、焦点レンズで集光されて皮膚に照射される。本発明の血液検査装において、レーザは、血液センサの面の近傍に集光されることが好ましい。前述の通り、穿刺される皮膚は負圧手段によって吸引されて、血液センサに密着するので、血液センサの面の近傍に集光されたレーザは、皮膚を効果的に穿刺することができる。【０１２４】
レーザの焦点は、血液センサの面上にあってもよく、血液センサの面よりも皮膚側にあってもよく、または血液センサの面よりもレーザ発射装置側にあってもよい。図２６には、レーザアライメントペーパ（ZAP-IT社：Z-48）を用いて、「バーンパターン径（ｍｍ）」（Ｙ軸）と「レーザ焦点からの、穿刺しようとする対象（穿刺対象：ここではレーザアライメントペーパ）の距離（ｍｍ）」（Ｘ軸）との関係を調べた結果が示される。「バーンパターン径」とは、レーザを照射したときに開けられる穴の径である。【０１２５】
図２６は、本発明の血液検査装置におけるレーザ焦点からの、穿刺しようとする対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）の関係を示すグラフである。
図２６に示されたグラフのＸ軸において、「０」がレーザ光の焦点位置である。マイナス（「−」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３側に穿刺対象位置を設定している場合で、プラス（「＋」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３から遠い側に穿刺対象位置を設定している場合を示している。【０１２６】
レーザの出力強度は、６０ｍＪ、８０ｍＪ、１００ｍＪ、１２０ｍＪの４種類とした。出力強度が大きいほどバーンパターン径が大きくなるが、いずれの出力強度においても、焦点からの穿刺対象の距離（Ｘ）とバーンパターン径（Ｙ）との関係は相似している。【０１２７】
Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、穿刺対象位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンは、穿刺対象位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。このことは穿刺対象位置と相対関係にあるレーザ光の焦点位置においても言える。
つまり、穿刺対象位置が固定されている場合などは、Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、レーザ光の焦点位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンは、レーザ光の焦点位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。【０１２８】
バーンパターン径が大きくなるようにレーザ光の焦点位置がずれれば、穿刺がされないので、安全性が高まる。例えば、Ｂゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置にまでレーザ発射位置に近づかない限り穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が十分に吸引されて盛り上げられない限り、穿刺がされない。
また、Ｃゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置よりもレーザ発射位置に近づくと穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が必要以上に吸引されて盛り上げられても穿刺がされない。【０１２９】
また、血液センサ４２に溶融しやすいフィルムなどを配置した場合は、血液センサ４２に焦点を合わせない方がよい場合がある。フィルムが溶解してレーザのエネルギーが消費されるためである。よって、ＢゾーンまたはＣゾーンに焦点を合わせることが好ましいこともある。【０１３０】
負圧室について
本発明の血液検査装置は負圧手段を有し、装置本体には負圧手段の一構成要素として機械式吸引ポンプ（図２の３４ａ参照）または手動式吸引ポンプ（図３の１４１参照）などが収容される。負圧手段は、負圧室を負圧して、被穿刺部位である皮膚を吸引して盛り上げることによって、血液センサに密着させる。【０１３１】
上述のように、負圧手段３４は、吸引ポンプ３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂおよび大気開放スイッチ３４ｃで構成される（図２参照）。負圧手段１４０は、ポンプ弁ユニット１４３および大気開放スイッチ１４４に加えて、手動ポンプ１４１および手動ポンプノブ１４２で構成される（図３参照）。「負圧手段」という用語は、広義では、ポンプ（吸引ポンプまたは負圧ポンプ）や弁（負圧弁または開放弁）などに加えて負圧経路なども含んでいる。また、ここで、「負圧手段を駆動する」とは、ポンプおよび弁を駆動することをいい、「負圧を開放する」とは、弁を開いて外気圧（例えば、大気圧）を導入することをいう。【０１３２】
図２７および図２８には、負圧室（吸引室）と負圧経路が示される。図２７は、負圧室が最大の場合の負圧経路を示し、図２８は、負圧室が最小の場合の負圧経路を示す。図２の血液検査装置３１を例にとって説明すると、図２７に示される吸引室６０ａおよび図２８に示される吸引室６０ｂは、いずれも、装置本体３９の内部空間であって、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔３３ｃよりも血液センサ４２側の空間に設けられる。負圧室６０は、測定時に皮膚１３が血液センサユニット４４に当接して負圧状態となる空間を広く意味し、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに加えて、血液センサユニット４４の内部空間も含まれる。負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、図２７および図２８に示されるように、例えば、ポンプ３４ａにより吸引され（つまり、負圧にされ）、弁３４ｂにより負圧が解除される。【０１３３】
負圧室６０を小さくすれば、負圧の発生に必要なエネルギーが少なくなり、かつ検査に必要とされる時間も短くなる。よって、本発明の血液検査装置３１、３１ａの内部の負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔３３ｃよりも血液センサ４２側に設けられた壁によって、仕切られていることが好ましい。【０１３４】
具体的には、吸引室６０ａ、６０ｂを仕切る壁（負圧用仕切りまたは隔壁）７０は、レーザ発射孔３３ｃと同じ位置に配置されていてもよく，または、焦点レンズ３３ｈと同じ位置に配置されている（つまり、壁と焦点レンズ３３ｈが一体となっている）か、もしくは焦点レンズ３３ｈ自体が壁となってもよい。図２７および図２８にそれぞれ示される例は、後者の場合である。また、負圧室６０の容量を小さくするため、吸引室の形状を錘状にしてもよい（図２８の吸引室６０ｂ参照）。装置本体３９には、吸引室６０ａ、６０ｂに連通する負圧路７１が設けられ、この負圧路７１はポンプ３４ａの吸引口に連結されている。血液センサ４２内には、上述のように、負圧経路７２としても機能する貯留部４９、供給路５０および空気孔５２が設けられている。吸引室６０ａ、６０ｂは、血液センサ４２内のこの負圧経路７２とも連通している。特に図２８の構成例では、吸引室６０ｂと空気孔５２とをつなぐ微細な負圧経路７３が、装置本体３９にさらに設けられている。負圧経路７２、７３（ただし、貯留部４９の部分は除く）は、容積がほとんど零に等しい微細流路である。【０１３５】
血液検査装置３１、３１ａにおいて、レーザ光８０の経路上に位置する内部空間として、図２９および図３０に示されるように、大別して３つの内部空間Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３を考えることができる。内部空間Ｖ１は、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄの前面と焦点レンズ３３ｈの間の空間である。内部空間Ｖ２は、焦点レンズ３３ｈと血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）の間の空間であって、図２７および図２８の構成例では、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに対応している。内部空間Ｖ３は、血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）と皮膚当接面７４の間の空間であって、主として、血液センサユニット４４の内部空間に対応している。図２７に示される負圧室６０は、Ｖ２とＶ３で構成され、吸引室６０ａの容積を最大にして、約９ｃｃの容量とすることができる（図２９の破線で囲んだ領域を参照）。また、図２８に示される負圧室６０も、Ｖ２とＶ３で構成されるが、吸引室６０ｂの容積を最小にして、約０.４５ｃｃの容量とすることができる（図３０の破線で囲んだ領域を参照）。【０１３６】
電気回路について
図３１は、電気回路部３６のブロック図である。図３１において、５４ｂ〜５７ｂおよび５６ｃは、血液センサ４２に形成された接触部位である。接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃは、コネクタ６１ａ〜６１ｅを介して、切換回路７１に接続される。切換回路７１の出力は電流／電圧変換器７２の入力に接続されている。電流／電圧変換器７２の出力は、アナログ／デジタル変換器（以下「Ａ／Ｄ変換器」という）７３を介して、演算部７４の入力に接続されている。演算部７４の出力は、液晶で形成された表示部３７に接続されている。また、切換回路７１には基準電圧源７８が接続されている。基準電圧源７８はグランド電位であってもよい。【０１３７】
制御部７６の入出力は、切換回路７１の制御端子、演算部７４、穿刺ボタン７５、送信部７７、タイマ７９、レーザ発射装置３３、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａ）および第１の皮膚接触センサ６２に接続され、図示されない警報手段や第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）にも接続されている。演算部７４の出力は、送信部７７の入力にも接続されている。負圧手段３４（特にポンプ弁ユニット３４ｂ）の吸引口は、負圧路７１を介して負圧室６０と血液センサユニット４４の内部に導かれている。【０１３８】
ここで、電気回路部３６の動作を説明する。
血液検査の前に、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれが、コネクタ６１ａ〜６１ｅのいずれに接続されているかを特定する。まず、制御部７６の指令により、コネクタ６１ａ〜６１ｅのうち、隣り合う端子間の電気抵抗が零である接触部位５６ｃを特定する。特定された接触部位５６ｃに接続されている接続電極を基準電極５６ｄであると決定する。接触部位５６ｃに接続されたコネクタ６１を基準として、順に接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａに接続するコネクタ６１であると特定する。このようにして、接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれに接続されたコネクタ６１を特定する。【０１３９】
その後に血液検査を行う。まず、切換回路７１を切り換えて、血液成分量を測定するための作用極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、血液１６の流入を検知するための検知極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。
そして、検出電極５４と検出電極５５との間に、一定の電圧を印加する。この状態で、血液１６が検出部５１に流入すると、検出電極５４と５５との間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に向かって出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、血液１６が十分に流入したことを検出する。【０１４０】
あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合は、警報手段を働かせて警報するとともに処置の内容を表示部３７に表示してもよい。【０１４１】
次に、血液成分であるグルコースの測定が行われる。グルコース成分量の測定は、まず制御部７６の指令により切換回路７１を切り換えて、グルコース成分量の測定のための作用極となる検出電極５４を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、グルコース成分量の測定のための対極となる検出電極５６を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。【０１４２】
例えば、血液中のグルコースとその酸化還元酵素とを一定時間反応させる間は、電流／電圧変換器７２および基準電圧源７８をオフにしておく。そして、一定時間（１〜１０秒）の経過後に、制御部７６の指令により、検出電極５４と検出電極５６との間に、一定の電圧（０.２〜０.５Ｖ）を印加する。そして、検出電極５４と検出電極５６との間に流れた電流を、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換する。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、グルコース成分量を求める。【０１４３】
グルコース成分量の測定後に、Ｈｃｔ（ヘマトクリット）値の測定が行われる。
まず、制御部７６からの指令により切換回路７１を切り換える。Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極５７を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、Ｈｃｔ値の測定のための対極となる検出電極５４を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。【０１４４】
次に、制御部７６の指令により、検出電極５７と検出電極５４との間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。検出電極５７と検出電極５４との間に流れる電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換される。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、Ｈｃｔ値を求める。【０１４５】
得られたＨｃｔ値とグルコース成分量を用いて、あらかじめ求めておいた検量線または検量線テーブルを参照して、グルコース成分量をＨｃｔ値で補正する。補正された結果は表示部３７に表示される。【０１４６】
また、補正された結果は、送信部７７からインスリン（治療薬の一例として用いた）を注射する注射装置に向けて送信されてもよい。電波を用いて送信してもよいが、医療器具への妨害のない光通信で送信することが好ましい。注射装置に送信された測定データに基づいて、インスリンの投与量を注射装置が自動的に設定できるようにすれば、投与するインスリン量を患者自身が注射装置に設定する必要がなくなり、煩わしさが軽減される。また、人為手段を介さずにインスリン量を注射装置に設定することができるので、設定ミスが防止される。【０１４７】
以上、本発明の血液検査装置を用いてグルコースを測定する例を説明したが、グルコース以外の血液成分（乳酸値やコレステロールなど）の測定にも、本発明の血液検査装置は有用である。【０１４８】
測定ステップのフロー１
図２に示された血液検査装置３１を用いた血液検査のフローを、図３２を参照して説明する。
まず、血液センサユニット４４を、血液検査装置３１に装着する（ステップ８１）。このステップ８１では、血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入する。挿入により、アダプタ４０の先端が血液センサユニット４４の装着部４１ｂに当接する。血液センサユニット４４は、そのホルダ４１の弾性で、アダプタ４０に係止される。【０１４９】
次に、血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａの特定を行う（ステップ８２）。ここでは、電気回路部３６で、隣り合うコネクタ６１ａ〜６１ｅ間の抵抗値から基準電極５６ｄを特定する。そして、特定された基準電極５６ｄから時計回りに接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａと決定する。このように、任意の角度で挿入された血液センサユニット４４の血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａが、ステップ８２で特定され、その結果、検出電極５４〜５７が特定される。【０１５０】
次に、血液センサユニット４４の先端４１ｈを患者の皮膚１３に押し当てて密着させる（ステップ８３）。皮膚１３の先端４１ｈへの接触を、第１の皮膚接触センサ６２が検知すると、負圧手段３４の吸引ポンプ３４ａが動作して負圧の発生を開始する。このとき、吸引ポンプ３４ａに加わる負荷電流を制御部７６で検出して、穿刺可能な負圧か否かを表示部３７に表示してもよい。負荷電流を検出する代わりに、負圧が発生してからあらかじめ定められた時間をタイマ７９で計測して、表示部３７に穿刺が可能であるか否かを表示してもよい。
また、第２の皮膚接触センサ［図２２：１１０ｍなど）が設けられていれば、負圧の吸引による皮膚１３の盛り上がりを検知できる。該検知を、表示部３７に表示してもよい。【０１５１】
このように、レーザ穿刺するときに皮膚１３に負圧を加えると、弛緩していた皮膚１３が緊張状態になるので、穿刺による傷が小さくても、血液１６を効率良く採取することができる。よって、患者に与える苦痛が軽減される。また、負圧により皮膚１３を所定位置にまで盛り上げて位置を規定（規制）すれば、照射するレーザを正確に集光することができる。【０１５２】
次に、穿刺ボタン７５を押下する（ステップ８４）。穿刺ボタン７５の信号は電気回路部３６で認識される。電気回路部３６がレーザ発射装置３３を駆動すると、レーザが皮膚１３に向けて発射される。レーザでの穿刺電圧を、約３００Ｖとすれば、患者に与える苦痛は少なくなる。【０１５３】
次に、採血を行う（ステップ８５）。レーザでの穿刺により患者の皮膚１３から流出した血液１６を、血液センサ４２の貯留部４９に貯留する（図８など参照）。貯留部４９に貯留された血液１６は、毛細管現象によって供給路５０に浸入し、検出部５１に導かれる。検出部５１に導かれた血液１６が、検知極としての検出電極５５に達すると、測定に必要な量の血液１６が得られたと判断される。このときに負圧手段３４を停止してもよく、あるいは、皮膚接触センサ６２が皮膚の非接触を検知してから負圧手段３４を停止してもよい。【０１５４】
一方、あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合（検出電極５４と検出電極５５間の抵抗で検出する）には、警報手段を作動させて警告するとともに、適切な処置内容を表示部３７に表示してもよい。【０１５５】
次に、グルコースの測定を行う（ステップ８６）。血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、検出電極５４を作用極とし、検出電極５６を対極として、両検出電極５４と５６の間に電圧を印加して、グルコース測定を行えばよい。【０１５６】
さらに、Ｈｃｔ値の測定を行う（ステップ８７）。検出電極５７を作用極とし、検出電極５４を対極として、両検出電極５４と５７の間に電圧を印加すれば、Ｈｃｔ値に依存する電流が検出される。この電流に基づいてＨｃｔ値を測定できる。【０１５７】
最後に、血液成分の補正を行う（ステップ８８）。つまり、ステップ８７で検出したＨｃｔ値を用いて、ステップ８６で得られたグルコース量を補正する。補正後、その結果を表示部３７に表示する。以上のステップにより、血糖値測定が終了したら使用済み血液センサユニット４４は廃棄する。【０１５８】
測定ステップのフロー２
図３３は、測定ステップのフローチャートを、より詳細に模式的に説明する図である。
図３３において、ステップ１５１は、血液検査装置３１のアダプタ４０に血液センサユニット４４を装着する前の状態を示す。ステップ１５２は、ガイド部６３（図７参照）に沿って血液センサユニット４４をアダプタ４０へ挿入した状態を示す。ステップ１５３は、コネクタ６１を押し下げて、コネクタ６１がセンサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに当接した状態を示す。【０１５９】
次に、ステップ１５４に移行して、血液検査装置３１のメインスイッチを起動する。すると、自動的に電気回路部３６が基準電極５６ｄを検出し、検出電極５４〜５７を特定する。その後、表示部３７が、測定準備が完了したことを表示する。【０１６０】
ステップ１５５では、血液検査装置３１を穿刺する皮膚１３に、血液センサユニット４４の端部を当接させる。図３３において、ステップ１５５以降については、血液検査装置３１の装置本体３９を省略して、血液センサユニット４４のみを示す。ステップ１５６では、血液検査装置３１を患者の皮膚１３に当接させる。この皮膚１３への当接を第１の皮膚接触センサ６２が検出する。【０１６１】
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、ステップ１５７に移る。そして、負圧手段３４が動作を開始し、矢印１５７ａに示すように負圧室６０を吸引する。吸引の結果、皮膚１３が盛り上る。手動式の負圧手段１４０の場合は（図３参照）、表示部３７に手動開始の旨の表示がなされ、患者が手動ポンプノブ１４２の操作を開始する。【０１６２】
負圧が加えられると、ステップ１５８に示すように皮膚１３はさらに盛り上がり、第２の皮膚接触センサ（皮膚接触電極）１１０ｍに当接する。
第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサユニット４４の下面に装着された血液センサ４２の裏面に形成されるか（図２２参照）、または、血液センサユニット４４の上面に血液センサ４２が装着される場合（図２３参照）は、装着部１２０ｂの下面に形成されてもよい。
第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサ４２への皮膚１３の接触を検知できればよいので、電極の代わりに、光センサ、機構スイッチまたは電気抵抗検出素子などを用いてもよい。【０１６３】
ステップ１５９では、負圧室６０における皮膚１３の吸引を停止する。なお、第２の皮膚接触センサ１１０ｍがない場合は、負圧手段３４の動作開始からあらかじめ定められた時間の経過後に、吸引を停止すればよい。経過時間は電気回路部３６のタイマ７９で計測すればよい。【０１６４】
次に、ステップ１６０に移り、皮膚１３にレーザを照射して穿刺する。穿刺により、皮膚１３からは血液１６が流出する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍが皮膚１３を検知すると、自動的に穿刺が行われてもよい。また、皮膚１３の当接を表示部３７に表示することにより、患者が穿刺ボタン７５（図２９参照）を押下するようにしてもよい。患者自身が穿刺ボタン７５を押下する場合には、患者は気構えをすることができる。【０１６５】
流出した血液１６は、ステップ１６１に示すように、貯留部４９を満たし、供給路５０へ流入する。血液１６の流入は、供給路５０による毛細管現象と、負圧手段３４による空気孔５２からの吸引とにより行われる。
ステップ１６２に示すように、血液１６は血液センサ４２の検出部５１に導かれる。血液１６の検出部５１への流入が検知されると、負圧手段３４の動作を停止する（ステップ１６３）。血液１６がセンサ４２の検出電極５５（図６参照）に達すると、血液１６の流入が検知される。そして、大気開放スイッチ３４ｃを操作して負圧室６０内を外気圧にする。【０１６６】
次に、ステップ１６４に示すように、血液検査装置３１を皮膚１３から離す。測定が終了したら、その旨を表示部３７に表示する。そして、ステップ１６５に移り、採取した血液１６の測定結果を表示部３７に表示する。【０１６７】
測定ステップのフロー３（認証ステップあり）
本発明の血液検査装置を用いて血液検査をするフローには、患者である使用者を認証するステップが含まれていてもよい。レーザ機器であるため、安全性を考慮して許可された者以外の使用を禁止するためである。【０１６８】
図３４には、認証ステップ２６１を含む検査フローが示される。認証は、指紋や声紋、虹彩、静脈パターンなどを用いて、患者が所定の許可された者であるか否かを識別して行えばよい。【０１６９】
使用が許可された者の場合は、ステップ２６２に進む。患者はダイアルを操作して、穿刺深さ（レーザパワー）を設定する。そして、ステップ２６３に移り、血液検査装置３１のアダプタ４０に、血液センサ４２を有する血液センサユニット４４を装着する。血液センサユニット４４の装着で装置本体３９の電源が自動的に起動して、測定待機状態になる。血液センサユニット４４を装着するステップ２６３は、ステップ２６１の前に行ってもよい。血液センサユニット４４が装着されていないと測定動作は行えないが、測定結果の表示などは可能である。【０１７０】
次に、ステップ２６４に進む。ステップ２６４では、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接しているか否かを第１の皮膚接触センサ６２（図１６など参照）で検知する。第１の皮膚接触センサ６２の代わりに、血管の有無の検知、体温の検知、皮膚の電気抵抗の検知、脈動の検知であってもよい。いずれにしても、安全のために、皮膚１３への当接を検知している状態でステップ２６５以降の動作を行う。皮膚１３への当接の検知ができるまで、ステップ２６４で待機する。【０１７１】
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚を検知したら、ステップ２６５で負圧手段３４の動作を開始する。また、同時にレーザ発射装置３３の駆動電圧チャージを開始する。そして、ステップ２６６に進み、負圧手段３４へ流れる電流値を１〜５秒間モニタする。電流値が異常の場合は、その旨を表示部３７に表示して、ステップ２６４の前に戻る。【０１７２】
電流値が正常な場合は、ステップ２６７に進み、負圧が適正か否かを判定する。負圧の適否の判定は、負圧手段３４へ流れる電流を、あらかじめ定められた閾値と比較することにより行う。一定の負圧力になると、ステップ２６８に進み、レーザの発射を許可する。負圧が閾値を超えない場合は、空気漏れ（血液センサユニット４４の皮膚１３への当接不良）として、負圧手段３４による吸引を停止し、リトライを指示するとともに、ステップ２６４の前に戻る。【０１７３】
また、第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）を配置すれば、負圧により吸引された皮膚１３の盛り上がりを検知することができる。適切に皮膚１３が盛り上がり、血液センサ４２に密着したら、レーザの発射を許可する。【０１７４】
ステップ２６８では、レーザを発射して皮膚１３を穿刺する。そして、ステップ２６９に進み、穿刺により皮膚１３から流出した血液１６を血液センサ４２へ取り込む。このとき、負圧手段３４は駆動を続行する。【０１７５】
次に、ステップ２７０に進み、血液１６が血液センサ４２の検出部５１（図８参照）に取り込まれたか否かをチェックする。穿刺後の一定の経過時間内（２〜１０秒の場合もある）に、検出電極５５に血液１６が達したか否かを検知する。一定の経過時間内に血液１６が検知されないときは、ステップ２６４の前に戻り再穿刺する。したがって、一旦装着された血液センサ４２を、未使用のまま無駄にすることがない。しかも、迅速に再穿刺することができる。【０１７６】
血液１６が検知された場合は、ステップ２７１に進み、血糖値の測定を開始する。また、ステップ２７１で、ポンプ弁ユニット３４ｂ（図２参照）を制御して負圧の外気開放を開始する。この時点ではまだ負圧手段３４は動作している。負圧手段３４が駆動しているときの音や振動により、患者に対して測定中である旨を認識させ、患者が血液検査装置３１を皮膚１３から取り外さないようにするためである。このような配慮により、血液成分の測定途中で、血液検査装置３１に振動や衝撃が加わることを防止し安定した測定ができる。また、負圧を開放した直後に、患者が、皮膚１３から装置を取り外して、血液１６を飛散させて汚染することを防止する。【０１７７】
ステップ２７１で測定が完了すると、ステップ２７２に移り、測定した結果を表示部３７に表示する。そして、ステップ２７３に移り、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａおよびポンプ弁ユニット３４ｂ）（図２参照）の駆動を停止する。以後、患者は血液検査装置３１を皮膚１３から離す。【０１７８】
次に、ステップ２７４に移り、患者が、血液センサユニット４４を血液検査装置３１の装置本体３９から外して廃棄する。そして、ステップ２７５に移り、血液センサユニット４４の取り外しを検知して、装置本体３９の電源を自動停止する。【０１７９】
以上説明したように、血液検査装置３１を用いた血糖値の測定において、血液検査装置３１が皮膚１３へ当接していることを条件（論理積条件）に、レーザ発射装置３３を駆動しているので、皮膚１３への穿刺以外でレーザが放射されることはなく安全である。
また、血液検査装置３１の使用に先立って、ステップ２６１で使用者認証を行っているので、許可された者のみが操作することができ、無許可の者は操作できないので、安全である。【０１８０】
血液検査装置３１の電源は、自動的に起動および停止されるので操作が容易となり、電池３５の消費が抑制される。【０１８１】
レーザ照射における負圧の制御
本発明の血液検査装置３１は、穿刺後に、負圧を複数回断続して加えてもよい。図３５および図３６を参照して、負圧を加えるタイミングと、その作用を説明する。
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、時間１６６ａで負圧手段３４が駆動を開始する（図３３のステップ１５６に対応）。負圧室６０内に負圧が加えられ、皮膚１３は状態１６７ａのように緊張して盛り上がる（図３３のステップ１５７に対応）。皮膚１３が盛り上がり、時間１６６ｂで、第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接する（図３３のステップ１５８に対応）。時間１６６ｂで、皮膚１３は、図３６に示す状態１６７ｂとなる。ここで、負圧室６０に供給する負圧を停止する（図３３のステップ１５９に対応）。そして、時間１６６ｃで、皮膚１３を穿刺する（図３３のステップ１６０に対応）。ここで、皮膚１３は状態１６７ｃとなり、血液１６が滲み出る。【０１８２】
そして、一旦負圧の供給を停止した後、時間１６６ｄの時点で、再び負圧を加える。負圧により、状態１６７ｄのように皮膚１３の開口部が広がり、血液１６が流出し易くなる（図３３のステップ１６１に対応）。
このように、負圧を断続的に加える理由の一つは、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。別の理由は、強い負圧で一気に吸引すると血液１６が勢い良く流出し、過剰に採血してしまうことがあるので、これを防止するためでもある。そのため、余分に血液１６が溢れ出ない程度に負圧手段３４を断続的に動作させている。このようにして、吸引力を弱めて省電力化を図るとともに、適量の血液１６を採取する。適量の血液１６を得て、精密な測定が終了した段階で、血液検査装置３１を皮膚１３から外す（図３３のステップ１６４に対応）。測定が終了した時間１６６ｅにおいて、皮膚１３は、状態１６９ｅに示すように、負圧で広げられた傷口１６８を元の通りに塞ぐ。したがって、傷口の回復が早くなる。【０１８３】
患者によっては、レーザ穿刺しても皮膚１３から血液１６が流出しにくい場合もある。そのような場合は、穿刺前の負圧力に比べて、穿刺後の負圧力を大きくして血液１６が流出しやすいようにしてもよい。負圧力の制御は、最高到達圧（負圧）が一定であるので、弁３４ｂの閉鎖時間を制御することによって行う。また、断続的な負圧の駆動を行わなくとも、継続して負圧を加えるように構成してもよい。【０１８４】
また、本発明の血液検査装置３１は、穿刺の前後に、いわゆる「揉み動作」を行ってもよい。図３７を参照して、揉み動作を説明する。
揉み動作は、例えば、ポンプ（例えば、電動式吸引ポンプ）３４ａを定電圧駆動しつつ、弁（例えば、電磁弁）３４ｂを所定のタイミングで開閉することによって行う。図３７に示される動作例では、第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知して負圧手段３４が駆動を開始してから（吸引開始）、レーザによる穿刺が行われるまでの間は、穿刺前の準備として揉みほぐしを行い、レーザによる穿刺が行われた後は、血液１６が血液センサ４２の検出部５１に取り込まれたことを検知して（点着検知）、電磁弁３４ｂを閉鎖するまでの間に、少なくとも１回の揉みを入れる。図３７において、空気圧のレベル９０は、体感で吸引をほとんど感じない負圧レベルであり（例えば、−１０ｋＰａ）、レベル９１は、ポンプ３４ａを定電圧駆動した場合の最高到達圧（負圧）（例えば、−７０ｋＰａ）である。揉み動作をもたらす弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、負圧室６０内の空気圧がレベル９０とレベル９１の間で変化し、かつ、その変化の周期が、皮膚１３が負圧の変化に反応する最小時間よりも長い時間（例えば、０.１秒以上）になるようなタイミングで行う。このような弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、吸引開始から点着検知・電磁弁閉鎖までの期間の間行われる。点着検知後に電磁弁を閉鎖するのは、上述のように、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。血液１６の採取がなされ、測定が終了すると、負圧手段３４の駆動を停止する（ポンプ吸引停止および弁開放）。【０１８５】
このような揉み動作を行うことで、血管の血行が良くなり、血液１６が流出しやすくなる。つまり、皮膚１３を揉むことで、被穿刺部が加熱され（血行が良くなり）、揉まない場合に比べて採血量を多くすることができる。また、揉み動作は、穿刺時の痛みの軽減にもつながる。【０１８６】
レーザ穿孔装置について
本発明の血液検査装置３１、３１ａは、図３８に示されるレーザ穿孔装置を含んでいる。このレーザ穿孔装置は、血液検査装置３１、３１ａから血液センサユニット４４およびこの血液センサユニット４４に関係する部材（例えば、血液センサ４２と接続するコネクタなど）を取り除いた構造を有する。このレーザ穿孔装置は、１回の穿刺動作において同一の穿刺位置を「分割穿刺」するように、レーザ発射装置３３のレーザ出力を制御する機能を有する。ここで「分割穿刺」とは、１回の穿刺動作を空間的または時間的に分割して行うことをいう。具体的には、前者は、レーザ光を複数の光路に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力の分岐制御）であり、後者は、レーザ光を複数回に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力のパルス制御）である。【０１８７】
レーザ照射におけるレーザ光の分岐
本発明の血液検査装置３１、３１ａは、レーザ発射装置３３から発射された一本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺してもよい。図３９において、符号「３３」はレーザ発射装置、「１３」は患者の皮膚である。また、符号「１７０ａ」、「１７０ｂ」、「１７０ｃ」は、それぞれ、入射光に対して半分の光を通過させるとともに残りの半分の光を反射させて入射光を均等に分配するスプリッターである。このスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、ハーフミラーで形成されている。【０１８８】
符号「１７１ａ」、「１７１ｂ」、「１７１ｃ」は、それぞれ、入射した光を全反射させる全反射ミラーである。この全反射ミラー（以下単に「ミラー」という）１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃとそれぞれ組になっている。図３９において、これらのスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、同一の照射位置１７７を穿刺するよう、入射光に対して所定の角度に設定されている。【０１８９】
レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、スプリッター１７０ａでレーザ光１７３ａとレーザ光１７３ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７３ｂはミラー１７１ａに入射し、このミラー１７１ａで全反射してレーザ光１７４となる。このレーザ光１７４は、スプリッター１７０ｂでレーザ光１７５ａとレーザ光１７５ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７５ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッター１７０ｂで分岐されたレーザ光１７５ｂは、ミラー１７１ｂで全反射してレーザ光１７５ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。【０１９０】
一方、スプリッター１７０ａを通過したレーザ光１７３ａは、スプリッター１７０ｃでレーザ光１７６ａとレーザ光１７６ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７６ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッター１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂは、ミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。【０１９１】
このように一つのレーザ光１７２を複数の光路に分岐して皮膚１３の照射位置１７７を穿刺するので、出力が小さいレーザ光で穿刺することになり、痛みを軽減することができる。したがって、皮膚１３の内部の毛細血管にレーザ光を集約して穿刺することが可能となる。【０１９２】
また、図４０に示されるように、ミラー１７１ｃを図３９に示される位置よりも遠くに配置した場合には、スプリッター１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂがミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり皮膚１３の照射位置１７７へ到達するまでの時間が長くなる。このようにミラーを適正な位置に配置することで、分岐された複数のレーザ光を同一の照射位置に順番に照射できるようにレーザ出力を制御することができる。【０１９３】
スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、図４１に示すように直方体を対角線１７８ａで２分割したキューブ状の光学素子１７８を用いることが好ましい。キューブ状のスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、合わせ面に屈折率の異なるミラーを貼り合わせたものであり、キューブ状のミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、全反射する面と全透過する面を貼り合わせたものである。このように、キューブ状に形成された光学素子１７８は、透過光路のずれやゴーストの発生が無いため、光路の分割や屈折などの変更に対して精度を高く保つことができる。なお、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをすべて、または一部ずつ、１つのキューブ状光学素子にて構成することも可能である。【０１９４】
例えば、図３９や図４０に示されるレーザ分岐をキューブ状の光学素子で構成する場合を説明する。図３９および図４０では、レーザ光１７２の分岐を二次元のイメージで表現したが、これを三次元のイメージで表現すると、図４２Ａに示される通りである。図４２Ａに示されるように、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、一旦複数の光路に分岐されて、最後は一箇所の照射位置１７７に集光される。図４２Ｂは、この分岐を実現するキューブの一例を示している。図４２Ｂに示されるキューブ１７９内には、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃが所定の位置にそれぞれ固定配置されている。このように、レーザ分岐に使用するスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをキューブ１７９内に収納することにより、細かい位置決めが不要になり、レーザの光軸上にキューブ１７９を配置するだけで、分岐制御されたレーザ光を所望の位置に照射することが可能になる。【０１９５】
レーザ光の分岐方法としては、光ファイバを用いてレーザ光を分岐してもよい。図６３Ａおよび図６３Ｂは、光ファイバによるレーザ光の分岐方法を示している。図６３Ａは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２１によって２分岐した場合である。この場合、この２分岐ファイバケーブル４２１から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて２分岐されたレーザ光４２２が照射される。２分岐ファイバケーブル４２１は、１つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。また、図６３Ｂは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２４によって４分岐した場合である。この場合、この４分岐ファイバケーブル４２４から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて４分岐されたレーザ光４２５が照射される。４分岐ファイバケーブル４２４は、３つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。このように、光ファイバを用いても、図３９に示される場合と同様に、レーザ発射装置３３から発射された１本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺することができる。特にファイバケーブルを使用する場合は、外部にレーザ光が漏れることがないので、スプリッタを使用する場合よりも取り扱いが非常に容易である。【０１９６】
図６４は、光ファイバ方向性結合器４２３の構成を示す概略図である。一般に方向性結合器は光を分岐する光学素子である。光ファイバ方向性結合器４２３は、２本の光ファイバ４２６の結合部４２７のクラッド４２８を除去してコア４２９同士を近づけることによって構成されている。光ファイバ方向性結合器４２３では、一方の光ファイバ４２６から光を入射すると、２本のコア４２９の近接部分において光の干渉効果により他方のコア４２９にも光が伝播し、光を分岐することができる。【０１９７】
図６５は、光ファイバによるレーザ光の分岐方法として、分岐ジョイント部４３０およびファイバケーブル４３１を使用する場合である。ここでは、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光４３２は、分岐ジョイント部（Ｔ型分岐）４３０を経由して２分岐される。分岐ジョイント部４３０は、例えば、三角形の全反射ミラー４３３を内蔵しており、逆Ｔ字にレーザ光４３２を分岐する。分岐されたレーザ光は、それぞれファイバケーブル４３１を経由して、皮膚１３の同一の照射位置１７７を穿刺する。【０１９８】
一般に、レーザ光が皮膚１３に照射されると、照射部は光吸収により急激な温度上昇を起こす。この温度上昇により、血液１６が蒸発して皮膚１３を押し上げバルーン状になる。そして、さらなる皮膚１３の押し上げにより、皮膚１３が破壊して血液１６が流出する。血液１６が流出した後、レーザで穿刺された底面は炭化して、炭化臭を発する。炭化臭は脱臭剤で脱臭するとよい。【０１９９】
このレーザ発射装置３３において、レーザは患者の皮膚１３を約０.５ｍｍ穿刺するように設計されている。【０２００】
この場合、レーザ発射装置３３のレーザの種類はＥｒ：ＹＡＧまたはＣＯ２ガスとすればよく、波長領域は２.７〜３.５μｍまたは６.５〜１０.５μｍとすればよく、パルス幅は５０〜４００μｓ、好ましくは２００μｓとすればよく、出力は３００ｍＪ〜３０００ｍＪとすればよい。また、ショット径は０.１ｍｍ〜０.５ｍｍとし、ショット深さは０.３〜０.７ｍｍとすればよい。また、チャージ電圧は２００〜７００Ｖの範囲、好ましくは５００Ｖとする。この高電圧は、電池を用いて電荷をコンデンサにチャージ（充電）した後、このチャージされた電荷を一気に放電することによって得られる。【０２０１】
レーザ照射における照射角度
一本のレーザ光を、皮膚１３に対して斜めの方向から照射して、皮膚１３を穿刺してもよい。図４３において、血液センサユニット４４の負圧室６０の内部は負圧手段３４により負圧され、皮膚１３が盛り上がっている。皮膚１３の盛り上がりの頂点１８０の接線方向に対して、９０度未満の角度でレーザ光１８１を照射する。このように接線方向に対して９０度未満の角度でレーザ光を照射すると、垂直方向からレーザ光を照射する場合と比べて、毛細血管が網羅されている面に対して斜め方向からレーザ光１８１が照射される。そのため、レーザ光１８１の単位面積当たりの照射強度は弱くなるが、毛細血管を傷つける確率は増加する。したがって、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６が採取できることになり、患者に与える痛みが軽減される。【０２０２】
また、レーザ光１８１の照射形は、真円でなく、図４４に示されるように楕円形１８３または長四角形１８４にしてもよい。照射形を楕円形１８３または長四角形１８４にすると、レーザ光１８１が網羅している毛細血管を傷つける確率が増加して、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６を採取することができるので、患者に苦痛を与えることは少ない。【０２０３】
本発明の血液検査装置３１、３１ａにおいて、一つのレーザ発射装置３３であっても、レーザの出力強度を可変することができる。
図４５に示されるように、レーザ発射装置３３と皮膚１３との間に、レーザの透過光量が異なる複数種のフィルター、例えば、減光（ＮＤ：Neutral Density）フィルター１９１ａ〜１９１ｄが貼り付けられたプレート１９３を設けてもよい。プレート１９３をレーザ光１９４の照射路に設置する。プレート１９３を回転させることで、皮膚１３に照射するレーザ光１９４の光量を制御する。レーザの光量を制御することにより、穿刺深さを制御することができる。【０２０４】
これにより、従来レーザ強度を制御するために行っていた、フラッシュランプの場合は印加電圧を制御し、半導体レーザの場合は電流を制御するといった方法に加えて、ＮＤフィルターによるレーザ穿刺の出力調整も可能となる。したがって、レーザ出力のよりきめ細かい制御が可能となる。
さらに異なる用途としては、レーザの出力強度をフラッシュランプへの印加電圧で決定する場合、電圧を可変にすると、電圧値の安定性が劣化し、レーザ出力が変動する要因となる。これを解決するために電圧を固定にして、レーザ光１９４の出力が低下（変化）した場合においても、透過光量の異なるこのＮＤフィルター１９１ａ〜１９１ｄを用いることで、レーザの出力を一定に保つことができる。したがって、安定したレーザ出力を得ることが可能となる。【０２０５】
レーザ照射におけるパルス制御（時分割）
穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行ってもよい。チャージ電圧として３２０Ｖ程度の大きなパルスを用いて一回で穿刺する方法に比べて、図４６に示されるように、レーザ光を３回のパルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに分割して、それぞれ２１０Ｖ程度の小さなパルスを用い、２００μｓ〜１ｍｓｅｃの間隔（休止区間）で複数回穿刺する。これにより、図４７に示されるように、各パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに対応して、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂ、１９９ｃと３段階に分けて穿刺することができる。この場合、２００μｓ〜１ｍｓｅｃの休止区間でコンデンサをチャージして高電圧を得ている。【０２０６】
この穿刺方法の制御によれば、１パルスで皮膚１３を穿刺する深さが浅いので、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、この場合は、パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃの間隔を２００μｓ〜１ｍｓｅｃと短くすることが重要であり、血液１６が滲み出る前に次の穿刺を行うことが好ましい。【０２０７】
また、穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行う別の方法として、レーザ光を連続可変／分割照射する場合について説明する。本発明で穿刺する対象物とは、例えば、指の腹の皮膚である。皮膚は、表面から順に、角質層を外部に持つ表皮と、痛点や毛細管が存在する真皮とで形成されている。したがって、最初または数回の照射で表皮だけを除去するエネルギーを与えた後、小さいエネルギーで真皮を穿刺すると、痛みが軽減される。【０２０８】
例えば、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧを材料とし、φ２.５ｍｍ、長さ５２ｍｍのレーザロッド（レーザ結晶）３３ｄを用いる場合、一回で穿刺する時のフラッシュランプ（励起光源）３３ｅヘのチャージ電圧は、４５０Ｖ程度の大きなパルスを用いる。この時の動作を起こすための回路が図４８Ａに示され、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流が図４８Ｂに示され、レーザの出力が図４８Ｃに示されている。
図４８Ａの回路図において、サイリスタ（ＳＣＲ１）４０１がオンされると、トリガーコイル４０２から数ｋＶの昇圧された電圧が出力され、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化され、電解コンデンサ４０３の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。このフラッシュランプ３３ｅの発光によってレーザロッド３３ｄは励起され、レーザ光が出射される。なお、符号「４０４」は抵抗（Ｒ１）である。
上記の場合は一回で穿刺する場合である。【０２０９】
次に、電解コンデンサ一回分の充電で数回に分けてレーザ光を出射する場合について説明する。このときの回路図、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流、およびレーザ出力は、図４９Ａ、図４９Ｂ、および図４９Ｃにそれぞれ示されている。【０２１０】
数回に分けてフラッシュランプ３３ｅを発光させる場合には、図４９Ａの回路図において、大電流でスイッチング速度が速いトランジスター（ＩＧＢＴ）４１１にハイの信号が入力されると、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１がオンと同時にフラッシュランプ３３ｅの負極がグランドに接続され、フラッシュランプ３３ｅに電解コンデンサ４１２からの電圧が印加され、さらに同時にトリガーコイル４１３から数ｋＶの昇圧された電圧が出力される。これにより、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化し、電解コンデンサ４１２の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。次に、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１にローの信号が入力されると、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１がオフして、フラッシュランプ３３ｅヘの電圧印加は停止する。これにより、フラッシュランプ３３ｅの発光も停止し、レーザの出力も停止する。この動作を繰り返すことで、レーザの出力を数回に分けて行うことができる。ここでは、２回に分けた場合を示している。なお、符号「４１４」は抵抗（Ｒ１）である。【０２１１】
図４９Ｃからも明らかなように、最初は大きい出力で照射し、次に小さい出力で照射することができる。本例で示したＥｒ：ＹＡＧのレーザロッド３３ｄを使用する場合は、レーザ光を出射するためのフラッシュランプ３３ｅの最低電圧は３７０Ｖであるので、２回目の電圧は３７０Ｖよりも大きく設定し、フラッシュランプ３３ｅの発光時間を短くして全体のエネルギーを小さくする必要がある。これにより、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂと２段階に分けて穿刺することができる（図４７参照）。
この穿刺方法の制御によれば、まず皮膚１３の表皮を除去してから、真皮を小さいエネルギーで穿刺するため、真皮の深いところまでレーザ光が到達しない。よって、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、血液１６が滲まないように表皮を穿刺するようにしている。【０２１２】
電源制御について
本発明の血液検査装置は、電気消耗の大きいレーザ発射装置を搭載しているので、電源の管理が重要である。電源として電池を用いる携帯機器である場合には、容量に制限があるので、電源の管理が特に重要である。
また、血糖値の測定という生命の安全に係わる装置である場合には、電源切れによる測定不能を避けることが求められ、最悪でも血液検査（例えば血糖値の測定）だけは実施できることが重要である。【０２１３】
本発明の血液検査装置は、装置に含まれるレーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源との電源供給を制御する電源制御回路を有することが好ましい。さらに電源制御回路は、レーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源とを独立に制御することが好ましい。
「独立に制御する」とは、電源（特に電池）の残量や電圧に応じて、レーザ発射装置を駆動する電力と、電気回路部を駆動する電力とを、供給するかしないかを決定すること、およびいずれの電源から供給するかを決定することなどを意味する。【０２１４】
本発明の血液検査装置の電源は、電池電源を含むことが好ましい。携帯機器として用いることができるからである。電池電源は、１つであってもよく、２つ以上あってもよい。
電池は、二次電池もしくは一次電池、またはその両者の組み合わせでもよい。二次電池の例には、リチウムイオン電池、リチウムポリマー電池、ニッケル水素電池、ニッケルカドミウム電池などが含まれる。一次電池の例には、リチウム電池、マンガン電池、アルカリ電池、オキシライド電池などが含まれる。【０２１５】
本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、緊急用電源の接続端子を有していてもよい。電池電源の電池が消費された場合に、他の電源に接続して血液検査装置を用いるためである。緊急時の電源の例には、入手が容易な乾電池、パソコン等で用いるＵＳＢ端子、燃料電池、手動発電機（ダイナモ）等が含まれる。これらの電源を容易に接続できる。【０２１６】
さらに本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、外部電源を有していてもよい。外部電源と接続している場合には、外部電源が優先して使用されて、電池からの電気出力が停止されるか、または電池への充電が行われることが好ましい。【０２１７】
血液検査装置は、電池電源の電池の残量を測定する電池残量測定回路を有していてもよい。さらに血液検査装置は、電池残量測定回路が測定した電池残量と、予め定められた値（電力量）とを比較する比較部を有することが好ましい。電池の残量を把握して、レーザ穿刺または検査が可能かどうかを判断するためである。【０２１８】
前述の通り、比較部には予め定められた電力量が記憶されている。予め定められた電力量の第一は、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量である。この値を第１残量閾値という。電池残量が第１残量閾値を下回る場合は、使用者に電池の交換を促す警告（電池残量警告）をすることが好ましい。第１残量閾値は、設計された回路によって適宜設定されればよく、基本的には固定値とすればよい。【０２１９】
予め定められた電力量の第二は、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。この値を第２残量閾値という。電池残量が第２残量閾値以上であれば、少なくとも一回の検査ができると判断され、検査が実施される。ただし前述の通り、電池残量が第１残量閾値を下回っている場合には、電池残量警告を行うことが好ましい。
一方、測定した電池残量が第２残量閾値未満であれば、通常の検査を行なうことはできないので、レーザによる穿刺を禁止して、検査不可能であることを使用者に示すことが好ましい（使用不可表示）。しかしながらレーザによる穿刺は不可能であっても、電力消費の少ない測定プロセスを実施することができる場合がある。よってレーザ以外の手段で穿刺した上で、測定を行なうことができる。【０２２０】
第２残量閾値は、前回の検査において消費された電池の消費量を基準に設定されることが好ましい。具体的に第２残量閾値は、当該消費量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和であることが好ましい。レーザ発射装置のレーザ出力設定変更などにより電池の消費量が変わるため、検査において消費される電池の消費量は最新のデータを記憶しておくようにしている。このように、第２残量閾値は可変である。【０２２１】
予め定められた電力量の第三は、レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和である。この値を第３残量閾値という。レーザ発射装置に充電するための電源と、電気回路を駆動するための電源とが別である場合に、緊急時に電気回路を駆動するための電源を用いてレーザ発射装置に充電をするかどうかを判断する基準として、第３残量閾値を用いる。レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量は、レーザの励起用にチャージするコンデンサの容量やチャージ電圧やチャージ電流及び電池の内部抵抗により決定される。【０２２２】
電池残量に応じた充電電流値の設定
また、電池残量測定回路で測定された電池残量に基づいて、レーザ発射装置への充電をするための充電量を設定してもよい。図６１Ａ〜図６１Ｃに、電池残量に応じて充電量を設定する例を示す。
図６１Ａは、電池残量（Ｙ軸）の割合に応じて、段階的に充電電流を変更する方法である。例えば、電池残量が７５〜１００％（第１ゾーン）であれば、充電電流値を最大値（１００％）として；電池残量が５０〜７５％（第２ゾーン）であれば、充電電流値を最大値の５０％として；電池残量が２５〜５０％（第３ゾーン）であれば、充電電流を２５％とする。
図６１Ｂは、電池残量（Ｙ軸）の割合に比例して、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。
図６１Ｃは、電池残量（Ｙ軸）の割合の変化曲線を基準として、その曲線と逆になるような可変カーブになるように、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。図６１Ｃでは、「Ｙ＝Ｘ＋ａ（ａ：オフセット分）」の比例直線と対照になるカーブにあわせて制御を行っている。【０２２３】
本発明の血液検査装置は、電池電源の電池の電圧を測定する電池電圧測定回路を有することが好ましい。さらに血液検査装置は、電池電圧測定回路が測定した電池電圧と、予め定められた電圧値とを比較する比較部を有することが好ましい。【０２２４】
検査（穿刺と測定）のために必要な電力量が電池に残っている場合であっても、レーザ穿刺のためにレーザ発射装置に充電を行うと、測定のための電気回路部を駆動するための電圧よりも、電池電圧が低下してしまうことがある。したがって、測定に必要な電池残量があるにもかかわらず、測定が実施できない場合が発生しうる。そこで、電池電圧測定回路で、電池が充分な電圧を出力しているかどうかを確認する。【０２２５】
前述の通り、比較部には予め定められた電圧値が記憶されている。予め定められた電圧値の第１は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であることが好ましい。この電圧値を、第１電圧閾値という。レーザ発射装置への充電により電池の電圧が下がっても、電池の電圧が必要最低電圧を下回らないように、第１電圧閾値を設定する。充電により電池の電圧がどの程度下がるかは、電池の性質によって異なるので、電池の性質に応じて適宜第１電圧閾値を設定する。【０２２６】
レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第１電圧閾値よりも低いと、比較部で判断された場合には、通常の電流よりも低い電流で、レーザ発射装置に充電を行うことが好ましい。低電流で充電を行うと、電池電圧が低下しにくくなるためである。【０２２７】
図６２に、充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係が示される。曲線４１０は充電電流が０（負荷無）のとき；曲線４２０は充電電流がＩのとき；曲線４３０は充電電流がＩ’（＞Ｉ）のときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係を示す。曲線４１０に対して、曲線４２０および曲線４３０とも電池電圧が下がっていることがわかる。これは、電池内部の抵抗（４２１および４３１）による。
測定のための電気回路を駆動するために必要な電圧レベルを４４０とすると、充電電流がＩの場合（曲線４２０）は、電池の残量がＸ２になるまで、電池は電気回路を駆動できる。一方、充電電流がＩ’（＞Ｉ）の場合（曲線４３０）は、電池の残量がＸ１になるまでしか、電池は電気回路を駆動できない。このように、充電電流を下げると、電池電圧の低下が抑制される。電池電圧の低下が大きいと、４５０で示されるように、使用できない電池エネルギーが増えるため好ましくない。【０２２８】
比較部に予め定められた電圧値の第２は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０．５〜１Ｖ程度である。【０２２９】
比較部が、レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第２電圧閾値を上回ると判断した場合には、レーザ発射装置により高い充電電流で充電を行うことが好ましい。【０２３０】
本発明の血液検査装置は、血液検査の検査結果を表示される表示部（図１参照）を有する。前述の電池残量警告の表示や使用不可表示は、表示部に表示されることが好ましい。【０２３１】
電源制御部の第１の例
図５０には、血液検査装置の第一の例の電源制御部２００−１が示される。
図５０において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０は、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第二の出力は比較部２１１に接続されている。
緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。【０２３２】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０を使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０に充電する。【０２３３】
電源制御回路２０３の第一の出力は電気回路部３６ａに接続される。電源制御回路２０３の第二の出力は昇圧回路２０５の入力に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。【０２３４】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。【０２３５】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの出力は、表示部３７に接続されている。【０２３６】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第１の例を、図５１を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量を第１残量閾値と比較し、ステップ３１４で第２残量閾値と比較する。第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。【０２３７】
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示部に表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。【０２３８】
ステップ３１８でレーザ発射装置に所定量の充電がされたら、ステップ３１９でレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３２１で穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、得られた測定結果を表示して、血液検査を完了させる。【０２３９】
検査後、ステップ３２２で電池の残量を測定する。ステップ３２３で、ステップ３１２で測定した電池残量と、ステップ３２２で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量を求める。さらにステップ３２３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための最低必要電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。ステップ３２４で電源を停止する。【０２４０】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第２の例を、図５２を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３３１で電池の電圧を測定し、ステップ３３２で電池の残量を測定する。【０２４１】
ステップ３３３で、ステップ３３１で測定された電圧と、前回の検査のステップ３４７（後述）で算出された電圧降下値との差を求める。さらにステップ３３３で、当該差と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧とを比較する。
ステップ３１３で、ステップ３３２で測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４で、ステップ３３２で測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。【０２４２】
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３４１に移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３４１へ移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、かつステップ３１４で電池残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不能表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。【０２４３】
一方、ステップ３３３で前記差が必要最低電圧未満であると判断された場合には、ステップ３３５に移行して、レーザ発射装置に通常の充電ができないこと（例えば、充電時間が長くなること）を使用者に知らせるための通常充電不能表示を表示し、ステップ３３６で使用者に検査を実施する場合には緊急ボタンを押すように求める。【０２４４】
ステップ３３６で緊急ボタンが押されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
ステップ３３６で緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３３７で通常よりも低電流によりレーザ発射装置に充電する。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行なう。ステップ３３８でレーザ発射装置がレーザを発射して皮膚を穿刺し、ステップ３３９で穿刺された皮膚から流出した血液の成分測定を行い、測定結果を表示する。検査後にステップ３４８で電源を停止する。【０２４５】
一方、ステップ３４１で通常電流によりレーザ発射装置に充電した場合は、ステップ３４２で充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３４３で、充電されたレーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３４４で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定して、測定結果を表示する。ステップ３４５で、測定後の電池残量を測定する。【０２４６】
ステップ３４６で、ステップ３３２で測定した電池残量と、ステップ３４５で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３４６で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。
またステップ３４７で、ステップ３３１で測定した電圧と、ステップ３４２で測定した電圧との差を算出して、電圧降下値とする。電圧降下値は、次の検査におけるステップ３３３（前述）において用いられる。その後、ステップ３４８で電源が停止する。【０２４７】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第３の例を、図５３を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４で、測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。
前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。【０２４８】
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。【０２４９】
ステップ３５２では、ステップ３５１で設定した充電電流値によって、レーザ発射装置への充電を行う。電池の交換や電源種類が変わった場合には、所定の充電電流値によって充電を行う。ステップ３５３で、充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３５４で、充電中の電池の電圧と第１電圧閾値とを比較する。ステップ３５６で充電中の電池の電圧と第２電圧閾値とを比較する。
前述の通り、第１電圧閾値は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であり；第２電圧閾値は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０．５〜１Ｖ程度である。【０２５０】
ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値以上であると判断され、かつステップ３５６で第２電圧閾値以下であると判断された場合には、ステップ３５８でそのときの充電電流値を次回の検査のための充電電流値として記憶する（次回の検査におけるステップ３５１で用いる）。
ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値未満であると判断された場合には、ステップ３５５で、充電電流値を低下させる。一方ステップ３５６で、充電中の電池の電圧が第２電圧閾値を超えていると判断された場合には、ステップ３５７で、充電電流を高める。【０２５１】
ステップ３５９で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３６１で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３６２で、検査終了後の電池残量を測定する。ステップ３６３で、ステップ３１２で測定した残量と、ステップ３６２で測定した残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３６３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を、第２残量閾値として再設定する。ステップ３６４で電源を停止する。【０２５２】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第４の例を、図５４を参照して説明する。図５４に示されたフローは、図５３に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図５４に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５３に示されたフローと同様である。【０２５３】
電源制御部の第２の例を説明する。
図５５には、血液検査装置の第二の例の電源制御部２００−２が示される。
図５５において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第二の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電気回路部３６ａに接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。【０２５４】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０ａに充電する。【０２５５】
電源制御回路２０３の出力は昇圧回路２０５に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。【０２５６】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。【０２５７】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの他方の出力は、表示部３７に接続されている。【０２５８】
図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第１の例を、図５６を参照して説明する。図５６に示されたフローは、図５１に示されたフローと類似する。ただし電源制御部２００−２は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、電池２１０ａ（レーザ用電池）だけがレーザ発射装置の充電に用いられる。よって、ステップ３１２’で、レーザ用電池の電池残量を測定し；ステップ３１３’で、ステップ３１２’で測定された残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４’で、ステップ３１２’で測定された残量と第２残量閾値とを比較する。
その他のステップは、図５１に示されたフローのステップと同様である。【０２５９】
図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第２の例を、図５７を参照して説明する。図５７に示されるフローは、図５６に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図５７に示されたフローでは、ステップ３５０で、充電電流値の設定を電池の残量に基づいて行う。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５６に示されたフローと同様である。【０２６０】
電源制御部の第３の例を説明する。
図５８には、血液検査装置の第三の例の電源制御部２００−３が示される。
図５８において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ａに接続される。回路２１２ａの第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ａの第二の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ｂに接続される。回路２１２ｂの第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ｂの第二の出力は比較部２１１に接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。【０２６１】
電池２１２ａと電池２１２ｂはいずれも、電源制御部２０３に接続されているので、レーザ発射装置３３の充電および電気回路部３６ａの駆動に用いられる。通常は、電池２１２ａがレーザ発射装置を充電して、電池２１２ｂが電気回路部３６ａを駆動する。ただし、電池２１２ａの残量が不足してレーザ発射装置を充電できない場合であって、電池２１２ｂに充分な残量がある場合には、緊急手段として電池２１２ｂがレーザ発射装置を充電する。【０２６２】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａおよび電池２１０ｂを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池２１０ａおよび電池２１０ｂからの供給を強制的に停止、または電池２１０ａおよび電池２１０ｂに充電する。【０２６３】
電源制御回路２０３の第一の出力は電気回路部３６ａに接続される。電源制御回路２０３の第二の出力は昇圧回路２０５の入力に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。【０２６４】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。【０２６５】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの出力は、表示部３７に接続されている。【０２６６】
図５８に示された源制御部２００−３の動作の第１の例を、図５９を参照して説明する。
図５９に示されたフローは、図５６に示されたフローと類似する。ただし、電源制御部２００−３は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、いずれの電池も電源制御回路２０３に接続されている。基本的には、電池２１０ａ（レーザ用電池）がレーザ発射装置の充電に用いられ、電池２１０ｂ（システム用電池）が電気回路部３６ａを駆動するために用いられる。しかしながら、電池２１０ａの残量が不足した場合などの緊急時には、電池２１０ｂをレーザ発射装置の充電に用いる場合がある。【０２６７】
図５６に示されたフローと同様に、ステップ３１４’でレーザ用電池の残量と第２残量閾値とが比較されるが、レーザ用電池の残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３７１で、使用者にレーザ用電池が使用できないことを知らせるための表示をする。【０２６８】
ステップ３７２でシステム用電池の残量を測定する。ステップ３７３で、ステップ３７２で測定された残量と第３残量閾値とを比較する。第３残量閾値とは、レーザを発射するために必要とされるレーザ発射装置へ充電するべき電力量と、システム最低電力量との和とすればよい。【０２６９】
ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で、使用者に検査が行なえないことを伝えるための使用不能表示を表示する。さらに、ステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
一方、ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３７４で、使用者にレーザ発射装置に通常の充電ができない（例えば、通常よりも長い充電時間を要する）ことを知らせるための通常充電不能表示を表示し、それでも検査を実施したい場合には、緊急ボタンを押下するように求める。【０２７０】
ステップ３７５で、緊急ボタンが押下されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
一方、ステップ３７５で、緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３７６でシステム用電池によるレーザ発射装置への充電を許可し、ステップ３７７でレーザ発射装置の充電を行なう。ステップ３７７での充電は、システム用電池の電圧降下を避けるため、通常より低電流で行なうことが好ましい。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行なう。【０２７１】
ステップ３７８で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３７９で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３８１では、使用者にシステム用電池を交換することを促すためのシステム用電池交換警告表示を表示する。ステップ３８２で電源を停止する。【０２７２】
図５８に示された電源制御部２００−３の動作の第２の例を、図６０を参照して説明する。図６０に示されたフローは、図５９に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図６０に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５９に示されたフローと同様である。
【産業上の利用可能性】
【０２７３】
本発明の血液検査装置は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いているので、穿刺針の交換が不要であり、血液センサの交換も容易である。さらに、レーザ発射装置という電力消費の多い装置を用いているにもかかわらず、電源の管理が適切になされているので、電力不足により検査が不可能になりにくい。よって、医療分野における血液検査装置に適用することはもちろん、特に糖尿病患者などが使用する携帯用または家庭用の医療器具などに適用することができる。【０２７４】
本出願は、２００６年３月２２日出願の出願番号ＪＰ２００６−０７８４１６，およびＪＰ２００６−０７８４２４に基づく優先権を主張する。当該出願明細書および図面に記載された内容は、すべて本願に援用される。
【図１】
2007108517.tif 000003
【図２】
2007108517.tif 000004
【図３】
2007108517.tif 000005
【図４】
2007108517.tif 000006
【図５】
2007108517.tif 000007
【図６Ａ】
2007108517.tif 000008
【図６Ｂ】
2007108517.tif 000009
【図７】
2007108517.tif 000010
【図８】
2007108517.tif 000011
【図９】
2007108517.tif 000012
【図１０】
2007108517.tif 000013
【図１１】
2007108517.tif 000014
【図１２】
2007108517.tif 000015
【図１３】
2007108517.tif 000016
【図１４】
2007108517.tif 000017
【図１５】
2007108517.tif 000018
【図１６】
2007108517.tif 000019
【図１７】
2007108517.tif 000020
【図１８】
2007108517.tif 000021
【図１９】
2007108517.tif 000022
【図２０】
2007108517.tif 000023
【図２１】
2007108517.tif 000024
【図２２】
2007108517.tif 000025
【図２３】
2007108517.tif 000026
【図２４】
2007108517.tif 000027
【図２５】
2007108517.tif 000028
【図２６】
2007108517.tif 000029
【図２７】
2007108517.tif 000030
【図２８】
2007108517.tif 000031
【図２９】
2007108517.tif 000032
【図３０】
2007108517.tif 000033
【図３１】
2007108517.tif 000034
【図３２】
2007108517.tif 000035
【図３３Ａ】
2007108517.tif 000036
【図３３Ｂ】
2007108517.tif 000037
【図３３Ｃ】
2007108517.tif 000038
【図３３Ｄ】
2007108517.tif 000039
【図３４】
2007108517.tif 000040
【図３５】
2007108517.tif 000041
【図３６】
2007108517.tif 000042
【図３７】
2007108517.tif 000043
【図３８】
2007108517.tif 000044
【図３９】
2007108517.tif 000045
【図４０】
2007108517.tif 000046
【図４１】
2007108517.tif 000047
【図４２】
2007108517.tif 000048
【図４３】
2007108517.tif 000049
【図４４】
2007108517.tif 000050
【図４５】
2007108517.tif 000051
【図４６】
2007108517.tif 000052
【図４７】
2007108517.tif 000053
【図４８】
2007108517.tif 000054
【図４９】
2007108517.tif 000055
【図５０】
2007108517.tif 000056
【図５１】
2007108517.tif 000057
【図５２】
2007108517.tif 000058
【図５３】
2007108517.tif 000059
【図５４】
2007108517.tif 000060
【図５５】
2007108517.tif 000061
【図５６】
2007108517.tif 000062
【図５７】
2007108517.tif 000063
【図５８】
2007108517.tif 000064
【図５９】
2007108517.tif 000065
【図６０】
2007108517.tif 000066
【図６１Ａ】
2007108517.tif 000067
【図６１Ｂ】
2007108517.tif 000068
【図６１Ｃ】
2007108517.tif 000069
【図６２】
2007108517.tif 000070
【図６３】
2007108517.tif 000071
【図６４】
2007108517.tif 000072
【図６５】
2007108517.tif 000073
【手続補正書】
【提出日】平成20年6月10日(2008.6.10)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
本体と、前記本体に装着されて血液の分析を行なう血液センサと、前記本体内に設けられるとともに前記血液センサを介して患者の皮膚を穿刺する穿刺手段と、前記血液センサに接続された電気回路部とを備え、
前記穿刺手段はレーザ発射装置を含み、
前記電気回路部を駆動する電源と、前記レーザ発射装置を駆動する電源とを含む電源部の電源供給を制御する電源制御回路を有する血液検査装置。
【請求項２】
前記電源部は、１又は２以上の電池電源を含む、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項３】
前記電池は、一次電池または二次電池である、請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項４】
前記電源部は、電池電源および緊急用電源の接続端子を有する、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項５】
前記電源制御回路は、前記レーザ発射装置を駆動する電源と、前記測定回路を含む前記電気回路部の電源とを、独立に制御することができる、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項６】
前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池残量を測定する電池残量測定回路と、
前記測定された電池残量の値と、予め定められた電池残量の値とを比較する比較部とをさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項７】
前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池電圧を測定する電池電圧測定回路と、
前記測定された電池電圧の値と、予め定められた電池電圧の値とを比較する比較部とをさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項８】
前記電源部は２以上の電池電源を含み、
前記２以上の電池のそれぞれの電池残量または電池電圧を測定する、電池残量測定回路または電池電圧測定回路をさらに具備する、
請求項２に記載の血液検査装置。
【請求項９】
前記電池残量測定回路または電池電圧測定回路のそれぞれで測定された電池残量または電池電圧の各測定値と、予め定められた電池残量または電池電圧の値とを比較する比較部をさらに具備し、
前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、
請求項８に記載の血液検査装置。
【請求項１０】
血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備し、
前記比較部において、前記測定された電池残量の値が、予め定められた電池残量の値以下であると判断された場合には、その内容を前記表示部に表示するとともに、
前記電源制御回路が、前記レーザ発射装置への電源の供給を停止する、
請求項６に記載の血液検査装置。
【請求項１１】
血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備し、
前記比較部において、前記測定された電池電圧の値が、予め定められた電池電圧の値以下であると判断された場合には、その内容を前記表示部に表示するとともに、
前記電源制御回路が、前記レーザ発射装置への電源の供給を停止する、
請求項７に記載の血液検査装置。
【請求項１２】
前記比較部において、前記測定された電池電圧の値が、予め定められた電池電圧の値以下であると判断された場合であっても、レーザ発射装置への電源の供給を行なうための入力手段をさらに具備する、請求項１１に記載の血液検査装置。
【請求項１３】
前記血液センサを保持するホルダをさらに具備し、
前記血液センサは前記ホルダと一体化して血液センサユニットを形成し、前記血液センサユニットは前記本体に着脱可能である、
請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１４】
前記血液センサユニットは皮膚検知センサをさらに有し、
前記皮膚検知センサが皮膚を検知しない限り、前記レーザ発射装置からレーザが発射されない、請求項１３に記載の血液検査装置。
【請求項１５】
前記本体の内部に負圧手段を具備し、
前記負圧手段は、前記血液センサの近傍に負圧を加える、請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１６】
前記負圧手段を制御する負圧制御回路をさらに具備し、
前記電源制御回路は、前記負圧制御回路へ供給する電源を制御する、
請求項１５に記載の血液検査装置。
【請求項１７】
前記電源部は本体に内蔵された電池電源と、外部電源とを含み、
前記電源制御回路は、前記電池電源と前記外部電源とを切替制御して併用使用を可能とし、かつ前記外部電源が接続されている場合には前記外部電源を優先して使用する、
請求項１に記載の血液検査装置。
【請求項１８】
前記電源制御回路は、前記外部電源が接続されている場合には、前記電池からの出力を禁止する、請求項１７に記載の血液検査装置。
【請求項１９】
前記電源制御回路は、前記外部電源が接続されている場合には、前記電池からの出力を禁止し、かつ前記電池への充電を行なう、請求項１７に記載の血液検査装置。
【請求項２０】
請求項６に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップの後であって、前記レーザ発射装置からレーザが発射された後の前記電池の残量を測定する動作後電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量と、前記動作後電池残量測定ステップで測定された電池残量の差から、前記電池消費量を測定するステップと、
を含む制御方法。
【請求項２１】
請求項１０に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の残量を測定する電池残量測定ステップと、
前記測定された電池残量と、予め定められた電池残量である残量閾値とを比較するステ
ップと、
前記測定された電池残量が、前記残量閾値以下の場合には、前記表示部に前記電池の交換を促す表示を行なう表示ステップとを含む制御方法。
【請求項２２】
請求項１２に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の電圧を測定する電池電圧測定ステップ、
前記測定された電池電圧と、予め定められた電池電圧である電圧閾値とを比較するステップ、および
前記測定された電池電圧が、前記電圧閾値以下の場合には、前記表示部に正常の充電が不能であることを表示し、穿刺が必要な場合には前記入力手段に入力することを求める表示をする表示ステップ、ならびに
前記表示ステップの後の所定時間内に、前記入力手段に入力がされた場合には、レーザ発射装置に、前記電池の電圧が前記電圧閾値を超えている場合の充電に比べて、低電流で充電する充電ステップ、または
前記第２表示ステップの後の所定時間内に、前記入力手段に入力がされない場合は、前記レーザ発射装置への電源供給を停止する停止ステップを含む、制御方法。
【請求項２３】
請求項６に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、
前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量に応じて、レーザ発射装置への充電電流値を設定する充電電流設定ステップを含む、制御方法。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液の成分などの検査に用いる血液検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
糖尿病患者は、定期的に血糖値を測定し、その血糖値に基づいてインスリンを投与し、血糖値を正常に保つ必要がある。この血糖値を正常に保つため、血糖値を定期的に測定する必要があり、そのために患者は血液検査装置を用いて指先等から、少量の血液を採取し、この採取した血液から血糖値を測定しなければならない。
【０００３】
従来の血液検査装置は、一般的に皮膚を穿刺する手段として針を用いていた（例えば、特許文献１参照）。従来の針を穿刺手段とする血液検査装置１は、図１に示すように、筺体を形成するハウジング２；ハウジング２の一方が開口した筒体３；筒体３内を往復するプランジャ４；プランジャ４に一方が連結されたハンドル５；ハンドル５がハウジング２に係止される係止部６；ハンドル５を筒体３の開口部３ａ側に付勢するバネ７；プランジャ４に一方の端が把持されるとともに他方の端には採血針（以下、針という）８が装着されるランセット９；開口部３ａ側に血液センサ１０を保持する保持部１１；センサ１０の出力が接続された電気回路部１２とを含む。
【０００４】
従来の血液検査装置１を用いて血液検査をするには、以下に述べる準備作業が必要である。すでに検査した血液の影響を排除するため、血液センサ１０と針８とを交換する。使用済みの血液センサ１０を取り外して、新しい血液センサ１０を装着するには、保持部１１を外し、使用済みのセンサ１０を取り外す。次に、新しい血液センサ１０を保持部１１に装着する。そして再び開口部３ａに装着する。このとき保持部１１の近傍が血液等で汚れていたら清掃する。
【０００５】
これらの準備作業は、眼の悪い糖尿病患者にとっては煩雑な作業である。しかも、これらの作業を一日数回行なわなければならず、その負担が大きかった。
【０００６】
このような準備作業の後、血液検査装置１を患者の皮膚に当接し、係止部６の係止を解除する。するとバネ７によって付勢されたハンドル５が、矢印１４方向に発射される。ハンドル５の係止解除により、このハンドル５にプランジャ４とランセット９を介して連結された針８も同時に発射される。針８は、センサ１０を突き破って皮膚１３を穿刺する。
【０００７】
穿刺された皮膚１３から、少量の血液が流出する。流出した血液は、血液センサ１０の内部に取り込まれる。センサ１０に取り込まれた血液は、センサ１０の内部で患者の血糖値に応じた化学変化を起こす。化学変化により生じた電流は、電気回路部１２に導かれ、血糖値が計算される。計算された血糖値は表示部１５に表示される。求められた血糖値に基づいて、例えば、患者に投与するインスリン量の基礎データが提供される。
【０００８】
一方、穿刺手段としてレーザを用いた血液サンプルを採取する装置も提案されている（特許文献２および３を参照）。レーザを用いれば、針の交換が不要になるなどの利点があり、また穿刺の際の患者への痛みも軽減されうる。
【特許文献１】特表２００３−５２４４９６号公報
【特許文献２】特表２００４−５３３８６６号公報
【特許文献３】特開２００４−１９５２４５号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
レーザ装置は電気消費量が大きく、例えば電源として電池を用いた場合には、数回の穿刺で電池容量を使いきることもある。電源としての電池の電力を使いきってしまえば、穿刺はもちろん、血液検査をするための測定回路も動作できない。
血液検査装置は、その使用者である患者（例えば糖尿病患者）にとっては、生命にかかわる装置であるので、穿刺手段は動作しなくても血液検査（例えば血糖値測定）だけは実施できるようにされている必要がある。穿刺は、レーザを用いなくても他の手段で行なうことができるからである。
【００１０】
本発明は、採血針の交換を不要とする、レーザを穿刺手段として用いる血液検査装置であって、たとえ電気容量の不足によってレーザ穿刺が不可能であっても、血液検査だけは実施できる装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の第一は、以下に示す血液検査装置に関する。
［１］本体と、前記本体に装着されて血液の分析を行なう血液センサと、前記本体内に設けられるとともに前記血液センサを介して患者の皮膚を穿刺する穿刺手段と、前記血液センサに接続された電気回路部とを備え、
前記穿刺手段はレーザ発射装置を含み、
前記電気回路部を駆動する電源と、前記レーザ発射装置を駆動する電源とを含む電源部の電源供給を制御する電源制御回路を有する血液検査装置。
［２］前記電源部は、１又は２以上の電池電源を含む、［１］に記載の血液検査装置。
［３］前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池残量を測定する電池残量測定回路と、前記測定された電池残量の値と、予め定められた電池残量の値とを比較する比較部とをさらに具備し、前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、［２］に記載の血液検査装置。
［４］前記１または２以上の電池の少なくとも一つの電池電圧を測定する電池電圧測定回路と、前記測定された電池電圧の値と、予め定められた電池電圧の値とを比較する比較部とをさらに具備し、前記比較部の出力結果を基に、前記電源制御回路が電源供給を制御する、［２］に記載の血液検査装置。
【００１２】
［３］や［４］の血液検査装置は、血液検査の検査結果を表示する表示部をさらに具備していてもよい。
【００１３】
本発明の第二は、以下に示す血液検査装置の制御方法に関する。
［５］  ［３］に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記本体の電源を起動した後の前記電池の残量を測定する動作前電池残量測定ステップと、前記動作前電池残量測定ステップの後であって、前記レーザ発射装置からレーザが発射された後の前記電池の残量を測定する動作後電池残量測定ステップと、前記動作前電池残量測定ステップで測定された電池残量と、前記動作後電池残量測定ステップで測定された電池残量の差から、前記電池消費量を測定するステップと、を含む制御方法。
［６］  ［４］に記載の血液検査装置を制御する方法であって、
前記電池の残量を測定する電池残量測定ステップと、前記測定された電池残量と、予め定められた電池残量である残量閾値とを比較するステップと、前記測定された電池残量が、前記残量閾値以下の場合には、前記表示部に前記電池の交換を促す表示を行なう表示ステップとを含む制御方法。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の血液検査装置は、穿刺手段としてレーザを用いているにもかかわらず、電源の電力の不足により検査ができなくなる事態を未然に防止することができる。特に容量に制
限のある電池を電源として用いたとしても、使用者に検査を安定して提供することができる。したがって本発明は、携帯型の血液検査装置に特に有効に適用される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いた血液検査装置であり、吸引力によって皮膚を所定の位置に規定することができる。所定の位置に規定された皮膚に対してレーザの焦点位置を正確に設定する。しかも、吸引力によって皮膚は血液センサに密着されるので、レーザによって穿刺された皮膚から流出した血液を、確実に血液センサの内部（検出部）に導くことができる。
以下、図面に基づいて、本発明の血液検査装置を説明する。なお、各図面において共通する部材には同一の符号を付し、適宜その説明を省略する。
【００１６】
装置全体図１
図２は、本発明の血液検査装置の全体構成の第一の例を示す分解組立斜視図である。
図２に示される血液検査装置３１の下ケース３２の内部には、レーザ発射装置３３と、吸引ポンプ（負圧ポンプ）３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂおよび大気開放スイッチ３４ｃで構成された負圧手段３４と、電気部品に電力を供給する電池３５と、これらの部品上に装着された電気回路部３６と、電気回路部３６の上に装着されるとともに、例えば液晶で構成された表示部３７などの部材が格納される。
各部材が格納された下ケース３２に上ケース３８が被せられて装置本体３９が構成される。上ケース３８には、透明の表示窓３８ａが、表示部３７に対応した位置に設けられる。
【００１７】
装置本体３９は、血液センサユニット４４と、アダプタ４０を介して接続される。アダプタ４０の一方は円筒状の筒体であり、血液センサユニット４４が挿抜自在に装着される。血液センサユニット４４は、ホルダ４１と、ホルダ４１の内部に装着された血液センサ４２とから構成される。血液センサユニット４４の中央に設けられた窓４３は、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔からのレーザを通過させる部分である。窓４３は、貫通孔であってもよく、レーザを透過する材料で形成された部材でもよい。
【００１８】
装置全体図２
図３は、本発明の血液検査装置の全体構成の第二の例を示す分解組立斜視図である。図４はその側面図である。図３および図４に示される血液検査装置３１ａは、負圧手段１４０を構成する負圧ポンプとして手動吸引できる手動ポンプを有する点で、図２に示される血液検査装置３１と相違する。この相違点について説明する。
【００１９】
血液検査装置３１ａは、手動ポンプ（負圧ポンプ）１４１と、手動ポンプ１４１を手動で駆動する手動ポンプノブ１４２とを含む負圧手段１４０を有する。大気開放スイッチ１４４は、ポンプ弁ユニット１４３で発生する負圧を大気に開放する。
【００２０】
手動ポンプノブ１４２は弓形状をしており、一方は支軸１４２ａとされ、他方は作用部１４２ｂとされている（図４参照）。手動ポンプノブ１４２は、支軸１４２ａを中心に回動することができる。作用部１４２ｂが手動ポンプ１４１に動力を伝達する。患者は、手動ポンプノブ１４２を、装置本体３９とともに握り、作用部１４２ｂを上下運動させることができる。この上下運動により手動ポンプ１４１が動作して負圧が発生する。
【００２１】
作用部１４２ｂの上下運動により、皮膚の盛り上がりを確認しながら、適正な負圧を加えるようにするため、負圧室６０（図１６など参照）の内部を目視できるように、血液センサユニット４４の外装を透明部材で形成することが好ましい。血液センサユニット４４の外装を全て透明部材で形成してもよいし、血液センサユニット４４の先端４１ｈ側（負圧室６０側）のみを透明部材で形成してもよい。手動ポンプノブ１４２の被把持部１４２ｃには、指の形の凹凸を設けて、滑りを防止してもよい。
【００２２】
負圧手段１４０を手動駆動とすることにより、負圧手段１４０を駆動する電源が不要となる。よって、電池３５を長寿命化することができ、携帯用の血液検査装置に適する。
【００２３】
レーザ発射装置（レンズ含む）の態様１について
本発明の血液検査装置は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いる。レーザを皮膚に照射すると、皮膚の水のＯＨ基にレーザが吸収されて瞬間的に熱が上昇して気化する。このときに周りの細胞も一緒に気化して、皮膚に穴が開く。
【００２４】
血液検査装置にはレーザ発射装置が収納される。図５は、血液検査装置に収納されるレーザ発射装置３３の外観斜視図である。また、図６Ａおよび図６Ｂは、それぞれ、レーザ発射装置３３の断面図である。図６Ａでは、レーザ結晶３３ｄは、部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇが設置された壁に囲まれた内部に配置されているが、図６Ｂでは、レーザ結晶３３ｄは、両側面に部分透過鏡３３ｆと全反射鏡３３ｇを備え、レーザ結晶３３ｄは、筒体３３ｂの外壁と内部壁（仕切り板）に取り付けられている。つまり、図６Ｂでは、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄが長くなって内部壁（仕切り板）よりも前に伸長している。
レーザ発射装置３３は、発振チューブ３３ａと、発振チューブ３３ａの前方に連結された円筒状の筒体３３ｂとから構成される。筒体３３ｂの前方中央にはレーザ発射孔３３ｃが設けられる。
【００２５】
発振チューブ３３ａの内部には、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）またはホロニウムをドーピングしたＨｏ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄと、キセノンフラッシュランプを用いた励起光源３３ｅとが格納される。発振チューブ３３ａの一方の端には、部分透過鏡３３ｆが装着される（特に図６Ａ）。部分透過鏡３３ｆの透過率は、約１％〜１０％にすればよい。発振チューブ３３ａの他方の端には、９９％〜１００％の全反射鏡３３ｇが装着される（図６Ａ、図６Ｂ）。また、部分透過鏡３３ｆや全反射鏡３３ｇを用いずに、レーザ結晶の端面にスパッタなどで同じ特性を有する膜を形成してもよい。
筒体３３ｂの内部には凸レンズ（焦点レンズ）３３ｈが装着される。凸レンズ３３ｈは、レーザを血液センサ４２の面の近傍に集光させる（詳細は後述）。全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆとレンズ３３ｈとレーザ発射孔３３ｃとは、この順に配置される。
【００２６】
レーザ発射装置３３からレーザが発射されるプロセスを説明する。励起光源３３ｅから発射された励起光は、例えば、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ結晶３３ｄの内部に入り、Ｅｒ（エルビウム）イオンを励起してエネルギーの高い状態を作り出して反転分布状態になって、全反射鏡３３ｇとＹＡＧレーザ結晶３３ｄと部分透過鏡３３ｆの間を反射して共振するとともに増幅される。Ｈｏ（ホロニウム）の場合も同様である。増幅されたレーザの一部は、誘導放出により部分透過鏡３３ｆを通過する。部分透過鏡３３ｆを通過したレーザは、レンズ３３ｈを通過してレーザ発射孔３３ｃから放射される。後述のように、レーザ発射孔３３ｃから放射されたレーザが皮膚を穿刺（照射）する。
【００２７】
レーザ発射装置の態様２について
図７にレーザ発射装置の別の例が示される。図７に示されるレーザ発射装置１８９は、一個のフラッシュランプ１８５を励起光源として、励起光を２種のレーザ結晶に照射する。このとき、それぞれの結晶からレーザが出力される。２種の結晶を用いることにより、レーザの強度や、波長の異なるレーザを出力することができる。
【００２８】
レーザ発射装置１８９は、図７に示すように、断面が楕円形をした筒体を２つ重ねた形状の筺体１８８と、筺体１８８の中央部に配置されたレーザを励起するためのフラッシュ
ランプ１８５と、フラッシュランプ１８５の両側に配置されたレーザ発振のための第１の結晶１８６および第２の結晶１８７とを含む。楕円形状の筺体１８８には３つの焦点が存在する。筐体１８８は２つの楕円が重なった形状であるため、各々の楕円に２つの焦点を有するが、そのうち１つの焦点を共通な焦点となるように配置しているため、３つの焦点が存在する。３つの焦点のうち、一方の焦点に第１の結晶１８６を配置し、他方の焦点に第２の結晶１８７を配置する。そして、２つの焦点を共有する中央部にフラッシュランプ１８５を配置する。一つのフラッシュランプ１８５で、２つの結晶１８６、１８７のそれぞれからレーザを得ることができるので、レーザ発射装置の小型化と低価格化が図られる。
【００２９】
レーザの出力強度はフラッシュランプ１８５の発光強度にも比例するが、結晶１８６および結晶１８７の体積にも比例する。したがって、同じ径であっても長さの異なる２つの結晶を配置すれば、一つのフラッシュランプ１８５で、強度の異なる２つのレーザを得ることができる。
【００３０】
また、同じ体積の結晶を用いれば、同じ強さの２本のレーザを同時出力することができる。したがって、レーザを分岐しなくても（図３９、図４０参照）、同じ強度の２本のレーザで皮膚を穿刺することができる。この場合、分岐によるスプリッターやミラーによるエネルギー損失がなくなる。
【００３１】
組成の異なる２つの結晶（例えば、波長２.９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザの結晶、および波長１.０６μｍのＮｄ：ＹＡＧの結晶）を配置すれば、波長の異なるレーザを得ることができる。異なる波長のレーザを、同じ位置に照射すれば、皮膚に深さの異なる傷をつけることができる。例えば、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧとでは、ＯＨ基の吸収効率が異なる。そこで、吸収効率の高いＥｒ：ＹＡＧで浅めの傷をつけ、Ｅｒ：ＹＡＧよりも効率の低いＮｄ：ＹＡＧで深めの傷をつけることができる。この性質を利用して、同時に２つのレーザを照射すると、より効率良く皮膚に傷をつけることができる。２つのレーザを照射する場合には、若干の時間差をつけて、Ｅｒ：ＹＡＧとＮｄ：ＹＡＧの順に照射することが好ましい。
【００３２】
レーザ発射装置１８９を用いれば、レーザの波長を選択して使用することができる。また、光学系を用いて２種類のレーザを同じ位置に照射するようにすれば、出力強度を向上させることができる。
【００３３】
本発明の血液検査装置は、患者の皮膚を穿刺する手段として、皮膚に接触することなく穿刺できるレーザ発射装置を用いているので、従来の血液検査装置で必要とされた穿刺針が不要となる。また、患者の皮膚と非接触の穿刺手段を用いるので、衛生的である。また、穿刺針は検査毎に交換される必要があったが、本発明の血液検査装置による検査では、その交換作業も不要となる。
さらに、針による穿刺では必要とされた針を運動させる可動部品が、本発明の血液検査装置では必要ないので、故障が少なくなる。また、本発明の血液検査装置は必要な部品点数が少なくなるので、部品管理が容易である。また、レーザ発射孔３３ｃの前面に透明の防水壁を設けておけば、血液検査装置全体を丸洗いすることも可能となる。
【００３４】
血液センサについて
本発明の血液検査装置は、穿刺された皮膚から流出した血液を取り込み、その血液成分などを検査するための血液センサを有する。
【００３５】
血液センサの第一の例
図８は、血液センサの第一の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２は、外
形形状が円形または多角形である。血液センサ４２を構成する基体４５は、基板４６と、基板４６の上面に貼り合わされたスペーサ４７と、スペーサ４７の上面に貼り合わされたカバー４８とで構成される。
【００３６】
基体４５の略中央には、血液の貯留部４９が設けられる。貯留部４９は、基板４６に設けられた孔４６ａと、スペーサ４７に設けられた孔４７ａとに連通して形成される。貯留部４９は、皮膚からの血液を採取するため、下方に向かって開口している。貯留部４９の容積は特に限定されないが、例えば、０.９０４μＬとすればよい。貯留部４９には、供給路５０の一方の端が連結される。供給路５０の容積は特に限定されないが、例えば、０.１４４μＬとすればよい。供給路５０の内部には検出部５１が配置される。
貯留部４９に溜められた血液は毛細管現象で供給路５０に導入され、検出部５１に導かれる。供給路５０の他端は空気孔５２に連結されている。空気孔５２の直径は、５０μｍ〜２５０μｍ程度とすればよい。空気孔５２の直径を小さくすれば、空気孔５２からの血液の過剰な流出が抑えられる。また、空気孔５２は、貯留部４９に皮膚が密着した状態において、貯留部４９内に負圧を加える負圧路としても作用する。
【００３７】
検出部５１上に載置された試薬５３は、検査対象に応じて適宜調製すればよい。例えば、０.０１〜２.０ｗｔ％ＣＭＣ（カルボキシルメチルセルロース）水溶液に、酵素（ＰＱＱ−ＧＤＨ）を０.１〜５.０Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭとなるようにそれぞれ添加して溶解させて調製した試薬溶液を、基板４６に配置された検出部５１上に滴下して、乾燥させて試薬５３とする。
【００３８】
血液センサ４２の貯留部４９は、面４９ａ（以下「天面」ともいう）で封鎖されている。
照射されたレーザが天面４９ａを透過するようにすれば、レーザによって穿刺された皮膚から流出した血液が、天面４９ａから流出することはなく、好ましい。天面４９ａをレーザが透過するには、カバー４８をレーザが透過できる材質（例えば、ガラスやポリイミドなどのプラスチックが含まれる）で形成すればよい。
【００３９】
また、照射されたレーザが天面４９ａを透過できない場合は、そのレーザが天面４９ａを穿孔できればよい。レーザが天面４９ａを穿孔する場合は、基板４６、スペーサ４７およびカバー４８は、同じ材質で形成されうる。
【００４０】
天面４９ａに形成された孔は、空気孔５２とともに、負圧手段が貯留部４９を負圧にするための負圧経路となることができる。
【００４１】
血液センサの第二の例
図９は、血液センサの第二の例の断面図である。図８に示される血液センサ４２の貯留部４９の天面４９ａは封鎖されているが、一方、図９に示される血液センサ１０３の貯留部４９の天面は開放されている。
【００４２】
血液センサ１０３のカバー４８には孔１０３ｂが形成されている。孔１０３ｂの直径（例えば、１.０ｍｍ）は、貯留部４９の直径（例えば、２.０ｍｍ）よりも小さい直径であって、空気孔５２の直径（５０μｍ〜２５０μｍ）よりも大きいことが好ましい。孔１０３ｂは、貯留部４９の天面中央に位置することが好ましい。レーザは、孔１０３ｂを通過して皮膚を穿刺する。孔１０３ｂを設けることにより、レーザの減衰を抑制することができる。よって、照射するレーザのエネルギーを小さくすることができる。
【００４３】
孔１０３ｂは、空気孔５２とともに、負圧手段３４、１４０が貯留部４９を負圧にする
ための負圧経路となることができる。
【００４４】
図１０に示すように、孔１０３ｂの内側に生じる血液１６の表面張力が、皮膚穿刺により採取した血液１６のカバー上面への流出を抑制する。血液１６が貯留部４９の内部に行き渡る。したがって、適正量の血液１６を採取することができる。貯留部４９を満たした血液１６は、毛細管現象により供給路５０に流入させられる。
【００４５】
孔１０３ｂを撥水性にしておけば、血液１６は孔１０３ｂからさらに溢れにくくなる。よって、血液検査装置の内部が血液で汚染されることはない。
【００４６】
血液センサ１０３のカバー４８の材質には、ポリエチレンテレフタート（ＰＥＴ）などを使用することもでき、基板４６やスペーサ４７と同様の材質を使用することができる。よって、材料管理が容易である。
【００４７】
レーザは貯留部４９の孔１０３ｂを通過するが、孔１０３ｂの中心を通過してもよく、孔１０３ｂの中心からずれた位置を通過させてもよい。例えば、レーザを、孔１０３ｂの中心から、供給路５０から遠い位置を通過させれば、皮膚１３から流出した血液１６が確実に貯留部４９の内部を満たした後に、供給路５０へ流入する。したがって、精度の高い測定ができる。
【００４８】
血液センサ１０３は、あらかじめ、貯留部４９の天面に孔１０３ｂが形成されている。このようにあらかじめ孔１０３ｂが形成されているので、穿孔すべき箇所にレーザの軸を合わせる必要がない。よって、血液センサユニット４４への血液センサ１０３の装着が容易となる。孔１０３ｂは０.０５〜０.２５ｍｍ程度と小さくすればよく、穿刺孔からの血液１６の流出を抑制することが好ましい。
【００４９】
本発明の血液検査装置における血液センサは、図８および図９に示されたように、貯留部４９と供給路５０を有することが好ましい。供給路５０の内壁面は親水性を有することが好ましい。検出部５１が配置された供給路５０に、血液をスムーズに送り込むためである。また、供給路５０の内壁面の親水性は、貯留部４９の内壁面の親水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液を、スムーズに供給路５０に供給するためである。
【００５０】
さらに、本発明の血液検査装置における血液センサは、図８および図９に示されたようにカバー４８を有し、カバー４８は貯留部４９の天面を形成している。カバー４８の上面４８ａ、１０３ａ（レーザが照射される面）は、撥水性を有することが好ましい。また、カバー４８の上面４８ａ、１０３ａの撥水性は、貯留部４９の内壁面の撥水性よりも強いことが好ましい。貯留部４９に貯留された血液が、カバー４８に形成された孔（レーザ穿孔による孔または孔１０３ｂ）から流出するのを防止するためである。
【００５１】
血液センサの第三の例
患者の皮膚１３の湿り具合は、環境によって異なる。
一方、レーザによる穿刺される皮膚１３は、適度な水分を有していることが好ましい。そこで、レーザ穿刺する前の皮膚１３の近傍をあらかじめ湿らすことにより、皮膚１３に適度の水分を与えて湿り具合を一定にすることが好ましい。安定した条件で測定を行うためである。
【００５２】
図１１には、血液センサ４２（詳細は図８を参照）の皮膚１３に当接する下面側に、水を貯留する水貯留部１９５を設けた血液センサ４２ａが示される。図１１に示された血液センサ４２ａは、レーザが照射された時、またはレーザが照射される前に負圧手段３４、
１４０により皮膚が盛り上げられた時に、水貯留部１９５が破れて皮膚１３に定量の水をかけて、皮膚を湿らせる。水貯留部１９５は、例えば水が収容されたＰＥＴなどのプラスチック材の容器であるか、もっと柔らかいバッグでも可能であり、水を浸み込ませたスポンジまたは綿状の部材であってもよい。ただし、レーザが通過する透過部分１９６には、水貯留部１９５を配置しないことが好ましい。水によってレーザの強度が減少するためである。
【００５３】
血液センサの透視平面図１
図１２は、血液センサ４２の透視平面図である。血液センサ４２には、検出電極５４〜５７が配置され、貯留部４９から空気孔５２に向かって順に、検出電極５７（Ｈｃｔ（ヘマトクリット）極）、検出電極５６（対極）、検出電極５４（作用極）、検出電極５６（対極）、検出電極５５（検知極）とされている。検出部５１に検出電極５４〜５６が配置される。
【００５４】
検出電極５４〜５７のそれぞれは、接続電極５４ａ〜５７ａに接続される。接続電極５４ａ〜５７ａは、基板４６の外周にまで延びる。接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれには、接触部位５４ｂ〜５７ｂが設けられている。さらに、接続電極５６ａには、接触部位５６ｂに加えて接触部位５６ｃも設けられ、２つの接触部位が形成されている。基準電極５６ｄは、接続電極５６ａ以外の接続電極（５４ａ、５５ａ、５７ａ）に設けても構わない。
接触部位５４ｂ〜５７ｂ、および接触部位５６ｃは、センサ４２の外周近傍に略等間隔に配置される。
【００５５】
各接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのうち、接触部位５６ｂと接触部位５６ｃとは導通しており、その他の接触部位同士は絶縁されている。
接触部位５６ｃを基準接触部位、つまり基準電極５６ｄとして用いて、各接続電極を特定することができる。つまり、隣り合う接触部位の絶縁抵抗を電気回路部３６（図２参照）で測定し、絶縁抵抗が零となる接触部位を基準電極５６ｄと特定する。基準電極５６ｄを基準に、時計周りに接続電極５６ａ、接続電極５７ａ、接続電極５４ａ、接続電極５５ａを特定する。
【００５６】
このように血液センサ４２は基準電極５６ｄを有するので、各接続電極を特定することができる。よって、装置本体３９に配置された５つのコネクタそれぞれに、接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）が任意に接続されても、各接続電極が特定されて測定が可能となる。よって、血液センサ４２（または血液センサ４２を含む血液センサユニット４４）を対称形として、無造作に装置本体３９に装着することができ、装着作業が非常に容易となる。
【００５７】
基板４６の外周上には、位置合わせ凹部４６ｃを設けてもよい。位置合わせ凹部４６ｃに対応して、スペーサ４７とカバー４８のそれぞれ外周上には、位置合わせ凹部４７ｃ、４８ｃが設けられる。位置合わせ凹部４６ｃ〜４８ｃにより、血液センサ４２を血液センサユニット４４の所定位置に合わせて装着することができる。
【００５８】
血液センサの透視平面図２
図１３は、円形形状の血液センサの透視平面図である。図１３に示された血液センサ１０１は、接続電極５６ａから所定のパターンを介して基準電極５６ｄを形成した点で血液センサ４２（図１２参照）と相違している。以下において、この相違点を中心に説明する。
【００５９】
基準電極５６ｄには、基準接触部位５６ｃが設けられる。基準接触部位５６ｃおよび接
触部位５４ｂ〜５７ｂはそれぞれ、外周近傍に等間隔で配置される。つまり、接触部位５４ｂ、５５ｂ、５６ｂ、５６ｃ、５７ｂで正五角形を形成している。
【００６０】
接続電極５６ａと基準電極５６ｄの間はレーザで加工されたパターン５６ｅで接続される。パターン５６ｅの幅を変えることにより、接触部位５６ｂと基準接触部位５６ｃとの間の抵抗値を変化させることができる。基準電極５６ｄは、接続電極５４ａ〜５７ａの位置を特定する基準となる。
【００６１】
基準電極５６ｄは、血液センサ１０１の製品仕様の識別に利用されうる。例えば、パターン５６ｅの抵抗値が２００オーム〜１０００オームであれば検量線１を、抵抗値が１０００オーム〜２０００オームであれば検量線２を、抵抗値が２０００オーム〜３０００オームであれば検量線３をそれぞれ用いると設定し、自動でそのセンサの検量線を認識し、最適な検量線を用いて血糖値を測定する。
基準電極は、検量線の自動認識のほかにも、種々の製品仕様の識別について利用されうる。例えば、Ａ社仕様、Ｂ社仕様のように、出荷先のユーザの識別に用いることもできる。
【００６２】
パターン５６ｅで種々の値を有するインダクタを形成し、このインダクタを発振器を構成する共振器に接続して、インダクタの値の相違により発振周波数を変化させて、種々の情報を持たせることができる。
【００６３】
基準電極５６ｄを設けることにより、血液センサユニット４４を血液検査装置３１、３１ａに装着するとき、装着方向を軸とする軸周りの角度を任意にして装着しても、各接続電極５４ａ〜５７ａを特定することができる。したがって、血液センサユニット４４の装着において、装着方向を目視などで合わせる必要がなく、装着が容易になる。
【００６４】
血液センサの透視平面図３
図１４は、四角形状をした血液センサの透視平面図である。図１４に示された血液センサ１０２の外形形状は四角形であるが、六角形や八角形などの多角形であってもよい。四角形や六角形にすると、材料取りの歩留まりが向上する。また、図１４に示したように、四辺のうちの一辺に血液センサユニット４４との位置合わせ凹部１０２ａを設けて非対称形にしてもよい。凹部１０２ａは、血液センサ１０２を血液センサユニット４４に取り付けるときの基準となる。また、凹部１０２ａに係合する血液センサユニット４４側の凸部１３０ｆ（図２５参照）を基準にして、アダプタ４０との位置合わせをすれば、基準電極５６ｄを設けなくても検出電極５４〜５７の位置を特定することができる。
【００６５】
接触部位５４ｂ〜５７ｂは、四角形の基板１０２ｂの各角に設けられている。基板１０２ｂにはスペーサ１０２ｃおよびカバー１０２ｄが貼り合わされている。基板１０２ｂは基板４６に対応し、スペーサ１０２ｃはスペーサ４７に対応し、カバー１０２ｄはカバー４８に対応する（図８参照）。
【００６６】
血液センサの分解平面図
本発明の血液検査装置に具備される血液センサ４２（図８参照）の組み立ておよび材料について説明する。
【００６７】
図１５は、血液センサ４２の分解平面図である。図１５Ａはカバー４８の平面図、図１５Ｂはスペーサ４７の平面図、図１５Ｃは基板４６の平面図である。
【００６８】
図１５Ｃは、血液センサ４２を構成する円形をした基板４６の平面図である。基板４６の直径は、約８.０ｍｍとすればよい。基板４６の材質は、ポリエチレンテレフタレート
（ＰＥＴ）などの樹脂であり、厚さは約０.０７５〜０.２５０ｍｍ（例えば、０.１８８ｍｍ）である。
【００６９】
基板４６の上面には、検出電極５４〜５７、および検出電極５４〜５７のそれぞれから導出された接続電極５４ａ〜５７ａが一体的に形成されている。検出電極および接続電極は、金や白金、パラジウムなどを材料として、スパッタリング法または蒸着法により導電層を形成し、レーザ加工して形成すればよい。
【００７０】
基板４６の略中央に設けられた孔４６ａの直径は、約２.０ｍｍとすればよい。孔４６ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。
【００７１】
孔４６ａは、検出電極５４〜５７側から、凸金型を用いて打ち抜いて形成することが好ましい。検出電極５４〜５７側から打ち抜けば、検出電極５４〜５７に傷を付けにくいからである。また、打ち抜きにより孔４６ａにバリが生じたとしても、そのバリは下方（皮膚側）に向かう。したがって、貯留部４９からの血液１６の流出が防止される。基板４６の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４６ｃは、血液センサユニット４４の筒体４１ｅ（図１６参照）に形成された位置合わせ用凸部とかみ合う。よって、血液センサ４２の血液センサユニット４４への装着位置が決定される。
【００７２】
図１５Ｂは、スペーサ４７の平面図である。スペーサ４７の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。スペーサ４７の材質はポリエチレンテレフタレートなどの樹脂であればよく、その厚さは、０.０２５〜０.２５ｍｍ（例えば、０.１ｍｍ）であればよい。
【００７３】
スペーサ４７の略中央に設けられた孔４７ａは、直径２.０ｍｍであり、かつ基板４６に設けられた孔４６ａに対応する位置に設けられる。孔４７ａの壁面は、供給路５０よりも弱い親水性を有するか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水性を有することが好ましい。貯留部４９は、孔４６ａと孔４７ａとで形成される。
【００７４】
孔４７ａから外周方向へ向かってスリット４７ｂが形成される。スリット４７ｂは、血液の供給路５０となる。スリット４７ｂの壁面と、それに対応する基板４６の上面も親水化処理されている。また、スリット４７ｂの幅は約０.６ｍｍとすればよく、長さは約２.４ｍｍとすればよい。その結果、供給路５０の容量は約０.１４４μＬとなる。
したがって、供給路５０の容量を小さくすれば、小容量の血液で血液検査ができるので、患者への負担も少なく、また患者へ与える恐怖心もない。
【００７５】
スペーサ４７の外周上に設けられた位置合わせ用の凹部４７ｃは、基板４６に形成された位置合わせ用の凹部４６ｃに対応した位置に形成される。
【００７６】
図１５Ａは、カバー４８の平面図である。カバー４８の直径は、約５.２ｍｍとすればよい。カバー４８の厚さは、約０.０５０〜０.１２５ｍｍ（例えば、０.０７５ｍｍ）とすればよい。
【００７７】
カバー４８の材質は、レーザを吸収しない材質とすることができる。カバー４８の材質の例には、ガラス、およびポリイミドなどのプラスチックが含まれる。レーザがカバー４８で吸収されなければ、貯留部４９の天面４９ａを通過して、皮膚を穿刺することができる。レーザにより天面４９ａが穿孔されないので、血液が孔から流出せず、装置本体３９の内部に血液１６が流入しない。
【００７８】
カバー４８の材質は、レーザを吸収する材質であってもよい。その場合には、照射され
たレーザによってカバー４８が穿孔されるか、または、レーザを照射する前に、カバー４８にレーザが貫通するための孔を形成しておけばよい。
【００７９】
空気孔５２は、供給路５０の先端部に対応して設けられる。空気孔５２の直径は、５０μｍである。
【００８０】
基体４５の上面を形成するカバー４８の上面４８ａ（図８参照）は撥水化処理されていることが好ましい。供給路５０の天面は親水化処理されていることが好ましい。また、貯留部４９の天面４９ａは、供給路５０よりも弱い親水化処理をされているか、またはカバー４８の上面４８ａよりも弱い撥水化処理をされていることが好ましい。
【００８１】
親水性を弱めるには、例えば、疎水性材料に施された親水性化材を除去して、疎水性を強めればよい。親水化材の除去は、例えば、ＵＶ（紫外線）照射により親水化材を分解して行う。貯留部４９の天面４９ａは、疎水性の素材をそのまま用いることができる。
【００８２】
材料の撥水化は、その材料に撥水化材を混入すればよい。また、親水性材料の表面に適量の撥水化材を塗布してもよい。なお、撥水性の程度を調整するには、混入する撥水化材の量を調整すればよい。
【００８３】
血液センサ４２の各部材の親水性または疎水性は、以下のようにして調整することができる。
あらかじめカバー４８の上面４８ａに撥水化処理を行う。一方、カバー４８の下面には親水化処理を全面に施す。カバー４８の下面には、供給路５０の天面が含まれる。次に、基板４６とスペーサ４７とカバー４８を貼り合わせる。これらを貼り合わせた後に、貯留部４９の開口から短波長のＵＶを照射して、天面４９ａの親水性材料を分解除去する。
以上のように製造された血液センサ４２は、カバー４８の上面４８ａを撥水性にし、かつ供給路５０の内面を親水性にすることができる。また、貯留部４９の内面は、供給路５０よりも弱い親水性を、または上面４８ａよりも弱い撥水性を有しうる。
【００８４】
基板４６の厚み（０.１８８ｍｍ）と、スペーサ４７の厚み（０.１００ｍｍ）と、カバー４８の厚み（０.０７５ｍｍ）との比は、略２.５：１.３：１とされている。これにより、血液センサ４２を薄型化しながら、しかも十分な血液を溜める貯留部４９を形成することができる。また、スペーサ４７の厚み（０.１００ｍｍ）によって、供給路５０の毛細管現象の効果も十分に得ることができる。
【００８５】
血液センサ４２の貯留部４９の容積（０.９０４μＬ）と供給路５０の容積（０.１４４μＬ）の比は特に限定されない、略６：１とすればよい。それにより、血液１６の不足により検査が不正確になることはない。また、貯留部４９の容積は、必要とする供給路５０の容積に対して大き過ぎることはなく、血液１６が大量に供給路５０を流れて、試薬５３（図８参照）を押し流すこともない。したがって、血液１６の流れが律速状態となり、試薬５３の溶融性にばらつきが生じることはなく、正確な血液１６の検査ができる。
【００８６】
また、採取する血液１６の量は、血液１６の検査に必要十分な微小容量に設定されたものであり、供給路５０の容積の約６倍の血液１６を採取するのみである。したがって、患者にかける負担を極めて少なくすることができる。正確な測定のための血液１６の採取量と、患者への負担を少なくするための血液１６の採取量とを勘案して、貯留部４９の容積は、供給路５０の容積の５倍以上、かつ７倍以下であることが好ましい。
【００８７】
血液センサユニットについて
本発明の血液検査装置における血液センサは、血液センサユニットに含まれていてもよ
い。血液センサユニットは、装置本体に着脱可能であり、交換可能な部材である。
【００８８】
図１６は、血液センサユニット４４とその近傍の断面図である。血液センサユニット４４は、上下方向が共に開口した円筒形状のホルダ４１と、ホルダ４１内を塞ぐように設けられた装着部４１ｂとによって、断面を「Ｈ」形状に構成されている。
【００８９】
ホルダ４１の材質は、射出成形されうる樹脂が好ましく、ＡＢＳ樹脂、ＡＳ樹脂、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレンテレフタートなどの熱可塑性樹脂；またはフェノール樹脂、エポキシ樹脂、シリコン樹脂などの熱硬化性樹脂などが例示される。
【００９０】
装着部４１ｂには血液センサ４２が装着されている。血液センサ４２は着脱可能であってもよい。図１６では、血液センサ４２が、装着部４１ｂの上側（レーザ発射装置３３側）に装着されているが、装着部４１ｂの下側（穿刺される皮膚１３側）に装着されていてもよい。
【００９１】
装着部４１ｂの中央には、貯留部４９に対応して窓４３を設けることが好ましい。窓４３の開口部面積は、貯留部４９の開口部面積よりも大きいことが好ましい。さらに、装着部４１ｂの上側と下側を貫通する負圧路４１ｃが設けられる。負圧路４１ｃは、例えば、血液センサ４２の外周とホルダ４１の内周側との間に設けられていればよい。
【００９２】
装着部４１ｂよりも下側の筒体４１ｄは、皮膚１３との間に負圧室６０を形成する。また、血液センサユニット４４の装着部４１ｂよりも上側の筒体４１ｅの内壁は、アダプタ４０の外側に係止する。
【００９３】
アダプタ４０の内側にはコネクタ６１が設けられる。コネクタ６１は、それぞれ独立した複数本（例えば、５本）のコネクタ６１ａ〜６１ｅからなる。血液センサユニット４４をアダプタ４０に装着すると、コネクタ６１ａ〜６１ｅが、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれに接触する。コネクタ６１ａ〜６１ｅの信号は電気回路部３６に導かれる。
【００９４】
筒体４１ｄの先端４１ｈに設けられた第１の皮膚接触センサ６２は、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接したことを検知する。第１の皮膚接触センサ６２も、ホルダ４１内に配置された導体６２ａを介して、アダプタ４０に設けられた接続部６２ｃに接続し、さらにアダプタ４０側の導体６２ｂに接続される。導体６２ｂは電気回路部３６に導かれている。
【００９５】
筒体４１ｄの先端４１ｈの互いに異なった部位に、複数個（例えば、２個）の導体からなる第１の皮膚接触センサ６２を設けることが好ましい（図１６では、筒体４１ｄの中心を対称点として２個の第１の皮膚接触センサ６２が設けられる）。第１の皮膚接触センサ６２の２個の導体間の抵抗値を測定することにより、皮膚１３への当接を検知する。このため、皮膚１３が隙間なく確実に血液センサユニット４４の先端に当接したことを検知することができる。第１の皮膚接触センサ６２が皮膚の接触を検知しない限り、レーザを発射できなくすることが好ましい。第１の皮膚接触センサ６２は、機構式のマイクロスイッチや、反射型の光学スイッチなどであってもよい。
【００９６】
レーザ発射装置３３からレーザが発射されると、レーザにより皮膚１３内の毛細血管が傷付けられ、血液１６が流出する。流出した血液１６は貯留部４９に溜められる。
【００９７】
血液センサユニット４４の筒体４１ｄとアダプタ４０とには、血液センサユニット４４
の装着を容易にするためのガイド部が設けられていてもよい。図１７は、血液センサユニット４４のアダプタ４０への挿入をガイドするガイド部６３の要部展開正面図である。筒体４１ｄの内側に凸部４１ｆが形成され、アダプタ４０の外側に凸部４０ｆが形成される。凸部４１ｆおよび凸部４０ｆの端の先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは、それぞれ鋭角とされている。先端部４１ｇおよび先端部４０ｇは互いに向かい合う。凸部４０ｆとその先端部４０ｇ、および凸部４１ｆとその先端部４１ｇとで、ガイド部６３を形成する。
【００９８】
血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入するときに、互いの位置が多少ずれていたとしても、血液センサユニット４４はガイド部６３に沿って進路を修正しながら挿入される（矢印６４参照）。その結果、アダプタ４０に設けられたコネクタ６１ａ〜６１ｅと、センサ４２に設けられた接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのいずれかとが、確実に接触する。したがって、血液センサユニット４４を、挿入方向を軸とする回転角度を考慮することなく挿入することができるので、血液センサユニット４４の装着が容易になる。
【００９９】
図１８は、血液センサユニットの斜視図である。図１８に示された血液センサユニット１１０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１１０は、その断面が「Ｈ」形状である円筒状である。血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの内側には、血液センサ（血液センサ４２、１０１、１０２、１０３のいずれでもよい）の接触部位の信号を、電気回路部３６へ伝達する５本のコネクタ１１１が設けられていてもよい（ただし、血液センサ１０２の場合には４本のコネクタでよい）。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａの上端でアダプタ４０に接続され、このアダプタ４０を介して電気回路部３６に導かれる。
コネクタ１１１をアダプタに設けて、コネクタ１１１を血液センサユニット１１０の血液センサの接触部位に接触させてもよい。
【０１００】
ホルダ１１０ａの開口を塞ぐように設けられた装着部１１０ｂの裏側（下端１１０ｈ側、つまり穿刺される皮膚が配置される側）に、血液センサ４２が装着される。装着部１１０ｂの略中央に設けられた窓１１０ｃは、血液センサ４２の貯留部４９の位置に対応して設けられる。レーザは、窓１１０ｃと貯留部４９を通過して、皮膚１３を穿刺する。
【０１０１】
装着部１１０ｂに設けられた空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の空気孔５２と対応した位置に設けられる。空気孔１１０ｄは、血液センサ４２の供給路５０に血液１６を流入させたり、貯留部４９に負圧を加えたりするために設けられる。
【０１０２】
アダプタ４０と係合する係合部１１０ｅの弾性で、アダプタ４０に血液センサユニット１１０が係合する。ホルダ１１０ａには、互いに対向する２つの係合部１１０ｅが設けられる。係合部１１０ｅは、その両隣にスリットを形成されて弾性を付与され、ホルダ１１０ａと一体的に形成されている。したがって、係合部１１０ｅを低価格で製造することができる。
【０１０３】
装着部１１０ｂの上面には、消臭部材置場１１０ｆが同心円状に設けられる。消臭部材置場１１０ｆには消臭部材が載置される。レーザ穿刺をした場合、皮膚１３が炭化して臭いを生じることがあるので、この臭いを消臭部材（脱臭剤など）で消臭することができる。また、装着部１１０ｂの上面には、血液溜り１１０ｇが同心円状に設けられる。したがって、血液センサ１０３（図１０参照）の孔１０３ｂから血液１６が溢れ出たとしても、血液１６は血液溜り１１０ｇに滞留するので、血液１６が血液検査装置３１、３１ａの本体部を汚すことを防止することができる。
【０１０４】
図１９は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の一構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈの端部は患者の皮膚１３に当接して、負圧室６０を形成する。下端１１０ｈは
、皮膚１３との密着性が要求される。そこで、下端１１０ｈは鋭角に尖った２本の同心円上の線１１０ｊで形成されていてもよい。線１１０ｊは皮膚１３と線接触により確実に当接するので、負圧室６０の密室性は保たれる。線１１０ｊは２本である必要はなく、１本でも２本以上の複数本でもよい。
【０１０５】
また、２本の同心円上の線１１０ｊの間に形成される溝に毛細管機能を付与すれば、測定後の余分な血液１６は、前記溝に吸引される。よって、拭き取り用の紙などを準備する必要がない。
【０１０６】
図２０は、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈ近傍の他の構成例を示す要部断面図である。下端１１０ｈには、ゴムやシリコン、ウレタン、スポンジなどの弾性体で形成された同心円状の当接部１１０ｋが形成されている。したがって、当接部１１０ｋは、その弾性によって皮膚１３と密着し、負圧室６０の密室性が保たれる。当接部１１０ｋの接触面は、皮膚１３との当接面積を大きくするため、平面であることが好ましい。
【０１０７】
当接部１１０ｋをスポンジなどの吸水性を有する吸収部材で形成すれば、穿刺により流出した余分な血液１６を測定後に拭き取ることができる。そのため、拭き取り用の紙などを準備する必要がなくなる。また、吸収部材に消毒薬を加えれば衛生的である。
【０１０８】
皮膚１３の湿り具合は、季節などの外部環境によって変化する。したがって、穿刺する皮膚１３の近傍の湿り具合は一定にすることが好ましい。したがって、穿刺の前に、あらかじめ皮膚１３に適度の水分を与えて皮膚を湿らすことにより、安定した条件で測定を行うようにしてもよい。
そこで、図２１に示されたように、血液センサユニット１１０のホルダ１１０ａの下端１１０ｈの全周に渡って、水を含ませた水貯留部１９７を設けて、あらかじめ穿刺部付近の皮膚１３を水に浸してからレーザで穿刺するようにしてもよい。水貯留部１９７は、スポンジなどの弾性を有する多孔質材料であればよい。
【０１０９】
図２２は、血液センサユニット１１０の断面図である。図２２に示すように、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂの下面に血液センサ４２が配置され、装着部１１０ｂに保持される。皮膚１３は、負圧手段３４、１４０（図２、図３など参照）によって盛り上げられて、血液センサ４２に密着する。血液センサ４２は、装着部１１０ｂにより保持されているので、密着する皮膚１３によって歪みにくい。コネクタ１１１は、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに接触する。ホルダ１１０ａには、アダプタ４０に対応するガイド部６３（図１７参照）が設けられていることが好ましい。
【０１１０】
本発明の血液検査装置は負圧手段を有し、負圧手段は血液センサユニット１１０の内部を負圧にする。その負圧経路として、血液センサユニット１１０の装着部１１０ｂに、溝１１０ｆを形成してもよい。溝１１０ｆは、ホルダ１１０ａの装着部１１０ｂの外周側から、装着部１１０ｂの略中央に形成された窓１１０ｅに延びる。負圧を加えると、溝１１０ｆも負圧にされて、血液センサ４２は装着部１１０ｂに密着し、負圧を大気開放すると、血液センサ４２は装着部１１０ｂから外れる。
コネクタ１１１は、血液センサ４２と接触面１１１ａにおいて接触する。コネクタ１１１は、ホルダ１１０ａに内蔵され、装着部１１０ｂの一部に割り込むように形成されている。これにより、血液センサ４２の上面に形成された接続電極の接触部位とコネクタ１１１に設けられたコンタクト部（ともに図示せず）とが接続する。
【０１１１】
血液センサ４２の下面に第２の皮膚接触センサ１１０ｍを設けてもよい。これにより、負圧室６０の負圧により皮膚１３が第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接したことを検知する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、例えば、対電極で構成すればよい。第２の皮膚
接触センサ１１０ｍが、皮膚との接触を検知しない限り、レーザが発射できないようにすることが好ましい。
前記当接を検知した時点で、負圧手段３４による負圧室６０への負圧を停止してもよい。このように負圧手段３４を制御することにより、負圧電力を無駄にせずに最適に制御できる。
【０１１２】
さらに、ホルダ１１０ａの下端１１０ｈに第１の皮膚接触センサ６２を設けてもよい。
【０１１３】
図２３は、他の血液センサユニットの断面図である。図２３に示された血液センサユニット１２０は、特に説明のない限り、血液センサユニット１１０と同様の構造とすればよい。血液センサユニット１２０は、ホルダ１２０ａの開口を塞ぐように形成された装着部１２０ｂの上側に、血液センサ４２が載置される点で、血液センサユニット１１０と相違する。電気回路部３６に接続されているコネクタ６１は、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）と導通する。
【０１１４】
断面「Ｈ」形状に形成された血液センサユニット１２０の装着部１２０ｂの上方空間と下方空間は、負圧路１２０ｃで連通される。下方空間は負圧室６０を形成している。第１の皮膚接触センサ６２が、ホルダ１２０ａの下端１２０ｈに設けられる。また図示されないが、装着部１２０ｂの下面に第２の皮膚接触センサ１２０ｍが設けられていてもよい。
【０１１５】
血液センサ４２を装着部１２０ｂの上面に装着すれば、コネクタ６１と、血液センサ４２の接触部位（５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃ）との接触圧を大きくすることができる。また、血液センサ４２の装着部１２０ｂへの装着が容易となる。
【０１１６】
血液センサ４２および装着部１２０ｂで区切られた、装置本体３９側の空間（同図中の上部空間）と、皮膚１３側の空間（同図中の下方空間）とは、負圧路１２０ｃを介して連通される。皮膚１３に負圧を加えるときには、この負圧路１２０ｃを介して皮膚１３側の空間を負圧にすることができる。また、負圧を大気開放すると、負圧路１２０ｃを介して装置本体３９側の空間に空気がすばやく流入する。よって、血液センサ４２に取り込まれた血液が、装置本体３９側に飛散することを防止することもできる。
【０１１７】
負圧路として、装着部１２０ｂの上側に溝１２０ｆを形成してもよい。溝１２０ｆは、ホルダ１２０ａの装着部１２０ｂの外周側から、装着部１２０ｂの略中央に形成された窓１２０ｅに延びる。溝１２０ｆがあれば、装着部１２０ｂを貫通する孔（負圧路１２０ｃ）を設ける必要がなくなる。
【０１１８】
図２４は、さらに他の血液センサユニットの断面図である。図２４に示された血液センサユニット１３０は、特に説明のない限り、血液センサユニット４４と同様の構造とすればよい。ここでは、血液センサユニット１３０の装着部１３０ｂの上面に、センサ４２が装着される。ホルダ１３０ａの下端１３０ｄの内径は、上端１３０ｃの内径よりも小さい。
【０１１９】
装着部１３０ｂの下方に形成される負圧室６０の開口部１３０ｅの直径は、２〜２０ｍｍが好ましく、３〜１０ｍｍがより好ましく、５〜７ｍｍがさらに好ましい。穿刺する皮膚への負圧効率を高めるためである。また、上端１３０ｃの外形よりも下端１３０ｄの外形を小さくすれば、複数の血液センサユニット１３０を縦に積層して、効率良く収納することができる。一般的に、血液センサ４２はある程度の大きさを必要とするので、上端１３０ｃの外形は小さくしにくいことがある。
【０１２０】
また、ホルダ１３０ａの内側に血液センサ４２方向に突出して設けられた係止凸部１３
０ｇは、血液センサ４２を係止して、ホルダ１３０ａからの外れを防止する。
【０１２１】
図２５は、血液センサユニット１３０の平面図である。血液センサユニット１３０のホルダ１３０ａには、血液センサ４２の位置合わせ用の凹部４６ｃ、４７ｃ（図１５参照）に嵌合する凸部１３０ｆが２つ形成されている（略１２０度の角度）。ホルダ１３０ａの凸部１３０ｆと、血液センサ４２の位置合わせ用凹部４６ｃとで、血液センサユニット１３０内における血液センサ４２の配置位置が決定される。血液センサ４２が適切に配置された血液センサユニット１３０は、アダプタ４０に対して、ガイド部６３（図１７参照）により所定位置に装着される。このようにして、血液センサ４２の検出電極５４〜５７の信号は、電気回路部３６に伝えられる。
凸部１３０ｆは１つでもよいが、その場合には、装着部１３０ｂを、血液センサ４２を嵌入できるような構造にしておくことが好ましい。
【０１２２】
レーザの焦点について
本発明の血液検査装置は、穿刺手段としてレーザを用いており、装置本体にはレーザ発射装置が収納される（図２など参照）。発射されたレーザは、焦点レンズで集光されて皮膚に照射される。本発明の血液検査装において、レーザは、血液センサの面の近傍に集光されることが好ましい。前述の通り、穿刺される皮膚は負圧手段によって吸引されて、血液センサに密着するので、血液センサの面の近傍に集光されたレーザは、皮膚を効果的に穿刺することができる。
【０１２３】
レーザの焦点は、血液センサの面上にあってもよく、血液センサの面よりも皮膚側にあってもよく、または血液センサの面よりもレーザ発射装置側にあってもよい。図２６には、レーザアライメントペーパ（ZAP-IT社：Z-48）を用いて、「バーンパターン径（ｍｍ）」（Ｙ軸）と「レーザ焦点からの、穿刺しようとする対象（穿刺対象：ここではレーザアライメントペーパ）の距離（ｍｍ）」（Ｘ軸）との関係を調べた結果が示される。「バーンパターン径」とは、レーザを照射したときに開けられる穴の径である。
【０１２４】
図２６は、本発明の血液検査装置におけるレーザ焦点からの、穿刺しようとする対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）の関係を示すグラフである。
図２６に示されたグラフのＸ軸において、「０」がレーザ光の焦点位置である。マイナス（「−」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３側に穿刺対象位置を設定している場合で、プラス（「＋」）領域は、レーザ光の焦点位置よりもレーザ発射装置３３から遠い側に穿刺対象位置を設定している場合を示している。
【０１２５】
レーザの出力強度は、６０ｍＪ、８０ｍＪ、１００ｍＪ、１２０ｍＪの４種類とした。出力強度が大きいほどバーンパターン径が大きくなるが、いずれの出力強度においても、焦点からの穿刺対象の距離（Ｘ）とバーンパターン径（Ｙ）との関係は相似している。
【０１２６】
Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、穿刺対象位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンは、穿刺対象位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。このことは穿刺対象位置と相対関係にあるレーザ光の焦点位置においても言える。
つまり、穿刺対象位置が固定されている場合などは、Ａゾーン（穿刺対象の近傍に焦点を合わせたとき）では、レーザ光の焦点位置の多少のずれがあっても、バーンパターン径はあまり変化しない。したがって、確実に穿刺することができる。一方、ＢゾーンまたはＣゾーンは、レーザ光の焦点位置のずれによって、バーンパターン径が大きく変化する。
【０１２７】
バーンパターン径が大きくなるようにレーザ光の焦点位置がずれれば、穿刺がされない
ので、安全性が高まる。例えば、Ｂゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置にまでレーザ発射位置に近づかない限り穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が十分に吸引されて盛り上げられない限り、穿刺がされない。
また、Ｃゾーンにレーザ光の焦点位置を合わせておけば、穿刺対象位置が所定の位置よりもレーザ発射位置に近づくと穿刺がされない。つまり、負圧によって皮膚が必要以上に吸引されて盛り上げられても穿刺がされない。
【０１２８】
また、血液センサ４２に溶融しやすいフィルムなどを配置した場合は、血液センサ４２に焦点を合わせない方がよい場合がある。フィルムが溶解してレーザのエネルギーが消費されるためである。よって、ＢゾーンまたはＣゾーンに焦点を合わせることが好ましいこともある。
【０１２９】
負圧室について
本発明の血液検査装置は負圧手段を有し、装置本体には負圧手段の一構成要素として機械式吸引ポンプ（図２の３４ａ参照）または手動式吸引ポンプ（図３の１４１参照）などが収容される。負圧手段は、負圧室を負圧して、被穿刺部位である皮膚を吸引して盛り上げることによって、血液センサに密着させる。
【０１３０】
上述のように、負圧手段３４は、吸引ポンプ３４ａ、ポンプ弁ユニット３４ｂおよび大気開放スイッチ３４ｃで構成される（図２参照）。負圧手段１４０は、ポンプ弁ユニット１４３および大気開放スイッチ１４４に加えて、手動ポンプ１４１および手動ポンプノブ１４２で構成される（図３参照）。「負圧手段」という用語は、広義では、ポンプ（吸引ポンプまたは負圧ポンプ）や弁（負圧弁または開放弁）などに加えて負圧経路なども含んでいる。また、ここで、「負圧手段を駆動する」とは、ポンプおよび弁を駆動することをいい、「負圧を開放する」とは、弁を開いて外気圧（例えば、大気圧）を導入することをいう。
【０１３１】
図２７および図２８には、負圧室（吸引室）と負圧経路が示される。図２７は、負圧室が最大の場合の負圧経路を示し、図２８は、負圧室が最小の場合の負圧経路を示す。図２の血液検査装置３１を例にとって説明すると、図２７に示される吸引室６０ａおよび図２８に示される吸引室６０ｂは、いずれも、装置本体３９の内部空間であって、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔３３ｃよりも血液センサ４２側の空間に設けられる。負圧室６０は、測定時に皮膚１３が血液センサユニット４４に当接して負圧状態となる空間を広く意味し、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに加えて、血液センサユニット４４の内部空間も含まれる。負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、図２７および図２８に示されるように、例えば、ポンプ３４ａにより吸引され（つまり、負圧にされ）、弁３４ｂにより負圧が解除される。
【０１３２】
負圧室６０を小さくすれば、負圧の発生に必要なエネルギーが少なくなり、かつ検査に必要とされる時間も短くなる。よって、本発明の血液検査装置３１、３１ａの内部の負圧室６０（特に吸引室６０ａ、６０ｂ）は、レーザ発射装置３３のレーザ発射孔３３ｃよりも血液センサ４２側に設けられた壁によって、仕切られていることが好ましい。
【０１３３】
具体的には、吸引室６０ａ、６０ｂを仕切る壁（負圧用仕切りまたは隔壁）７０は、レーザ発射孔３３ｃと同じ位置に配置されていてもよく，または、焦点レンズ３３ｈと同じ位置に配置されている（つまり、壁と焦点レンズ３３ｈが一体となっている）か、もしくは焦点レンズ３３ｈ自体が壁となってもよい。図２７および図２８にそれぞれ示される例は、後者の場合である。また、負圧室６０の容量を小さくするため、吸引室の形状を錘状にしてもよい（図２８の吸引室６０ｂ参照）。装置本体３９には、吸引室６０ａ、６０ｂに連通する負圧路７１が設けられ、この負圧路７１はポンプ３４ａの吸引口に連結されて
いる。血液センサ４２内には、上述のように、負圧経路７２としても機能する貯留部４９、供給路５０および空気孔５２が設けられている。吸引室６０ａ、６０ｂは、血液センサ４２内のこの負圧経路７２とも連通している。特に図２８の構成例では、吸引室６０ｂと空気孔５２とをつなぐ微細な負圧経路７３が、装置本体３９にさらに設けられている。負圧経路７２、７３（ただし、貯留部４９の部分は除く）は、容積がほとんど零に等しい微細流路である。
【０１３４】
血液検査装置３１、３１ａにおいて、レーザ光８０の経路上に位置する内部空間として、図２９および図３０に示されるように、大別して３つの内部空間Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３を考えることができる。内部空間Ｖ１は、レーザ結晶（レーザロッド）３３ｄの前面と焦点レンズ３３ｈの間の空間である。内部空間Ｖ２は、焦点レンズ３３ｈと血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）の間の空間であって、図２７および図２８の構成例では、装置本体３９内の吸引室６０ａ、６０ｂに対応している。内部空間Ｖ３は、血液センサユニット４４内の血液センサ４２（またはホルダ４１）と皮膚当接面７４の間の空間であって、主として、血液センサユニット４４の内部空間に対応している。図２７に示される負圧室６０は、Ｖ２とＶ３で構成され、吸引室６０ａの容積を最大にして、約９ｃｃの容量とすることができる（図２９の破線で囲んだ領域を参照）。また、図２８に示される負圧室６０も、Ｖ２とＶ３で構成されるが、吸引室６０ｂの容積を最小にして、約０.４５ｃｃの容量とすることができる（図３０の破線で囲んだ領域を参照）。
【０１３５】
電気回路について
図３１は、電気回路部３６のブロック図である。図３１において、５４ｂ〜５７ｂおよび５６ｃは、血液センサ４２に形成された接触部位である。接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃは、コネクタ６１ａ〜６１ｅを介して、切換回路７１に接続される。切換回路７１の出力は電流／電圧変換器７２の入力に接続されている。電流／電圧変換器７２の出力は、アナログ／デジタル変換器（以下「Ａ／Ｄ変換器」という）７３を介して、演算部７４の入力に接続されている。演算部７４の出力は、液晶で形成された表示部３７に接続されている。また、切換回路７１には基準電圧源７８が接続されている。基準電圧源７８はグランド電位であってもよい。
【０１３６】
制御部７６の入出力は、切換回路７１の制御端子、演算部７４、穿刺ボタン７５、送信部７７、タイマ７９、レーザ発射装置３３、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａ）および第１の皮膚接触センサ６２に接続され、図示されない警報手段や第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）にも接続されている。演算部７４の出力は、送信部７７の入力にも接続されている。負圧手段３４（特にポンプ弁ユニット３４ｂ）の吸引口は、負圧路７１を介して負圧室６０と血液センサユニット４４の内部に導かれている。
【０１３７】
ここで、電気回路部３６の動作を説明する。
血液検査の前に、血液センサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃのそれぞれが、コネクタ６１ａ〜６１ｅのいずれに接続されているかを特定する。まず、制御部７６の指令により、コネクタ６１ａ〜６１ｅのうち、隣り合う端子間の電気抵抗が零である接触部位５６ｃを特定する。特定された接触部位５６ｃに接続されている接続電極を基準電極５６ｄであると決定する。接触部位５６ｃに接続されたコネクタ６１を基準として、順に接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａに接続するコネクタ６１であると特定する。このようにして、接続電極５４ａ〜５７ａのそれぞれに接続されたコネクタ６１を特定する。
【０１３８】
その後に血液検査を行う。まず、切換回路７１を切り換えて、血液成分量を測定するための作用極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、血液１６の流入を検知するための検知極となる検出電極５４を、上記決定されたコネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。
そして、検出電極５４と検出電極５５との間に、一定の電圧を印加する。この状態で、血液１６が検出部５１に流入すると、検出電極５４と５５との間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換され、その電圧値はＡ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に向かって出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、血液１６が十分に流入したことを検出する。
【０１３９】
あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合は、警報手段を働かせて警報するとともに処置の内容を表示部３７に表示してもよい。
【０１４０】
次に、血液成分であるグルコースの測定が行われる。グルコース成分量の測定は、まず制御部７６の指令により切換回路７１を切り換えて、グルコース成分量の測定のための作用極となる検出電極５４を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、グルコース成分量の測定のための対極となる検出電極５６を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。
【０１４１】
例えば、血液中のグルコースとその酸化還元酵素とを一定時間反応させる間は、電流／電圧変換器７２および基準電圧源７８をオフにしておく。そして、一定時間（１〜１０秒）の経過後に、制御部７６の指令により、検出電極５４と検出電極５６との間に、一定の電圧（０.２〜０.５Ｖ）を印加する。そして、検出電極５４と検出電極５６との間に流れた電流を、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換する。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、グルコース成分量を求める。
【０１４２】
グルコース成分量の測定後に、Ｈｃｔ（ヘマトクリット）値の測定が行われる。
まず、制御部７６からの指令により切換回路７１を切り換える。Ｈｃｔ値の測定のための作用極となる検出電極５７を、コネクタ６１を介して電流／電圧変換器７２に接続する。また、Ｈｃｔ値の測定のための対極となる検出電極５４を、コネクタ６１を介して基準電圧源７８に接続する。
【０１４３】
次に、制御部７６の指令により、検出電極５７と検出電極５４との間に一定の電圧（２Ｖ〜３Ｖ）を印加する。検出電極５７と検出電極５４との間に流れる電流は、電流／電圧変換器７２によって電圧に変換される。この電圧値は、Ａ／Ｄ変換器７３によってデジタル値に変換される。このデジタル値は、演算部７４に出力される。演算部７４は、そのデジタル値に基づいて、Ｈｃｔ値を求める。
【０１４４】
得られたＨｃｔ値とグルコース成分量を用いて、あらかじめ求めておいた検量線または検量線テーブルを参照して、グルコース成分量をＨｃｔ値で補正する。補正された結果は表示部３７に表示される。
【０１４５】
また、補正された結果は、送信部７７からインスリン（治療薬の一例として用いた）を注射する注射装置に向けて送信されてもよい。電波を用いて送信してもよいが、医療器具への妨害のない光通信で送信することが好ましい。注射装置に送信された測定データに基づいて、インスリンの投与量を注射装置が自動的に設定できるようにすれば、投与するインスリン量を患者自身が注射装置に設定する必要がなくなり、煩わしさが軽減される。また、人為手段を介さずにインスリン量を注射装置に設定することができるので、設定ミスが防止される。
【０１４６】
以上、本発明の血液検査装置を用いてグルコースを測定する例を説明したが、グルコース以外の血液成分（乳酸値やコレステロールなど）の測定にも、本発明の血液検査装置は
有用である。
【０１４７】
測定ステップのフロー１
図２に示された血液検査装置３１を用いた血液検査のフローを、図３２を参照して説明する。
まず、血液センサユニット４４を、血液検査装置３１に装着する（ステップ８１）。このステップ８１では、血液センサユニット４４をアダプタ４０に挿入する。挿入により、アダプタ４０の先端が血液センサユニット４４の装着部４１ｂに当接する。血液センサユニット４４は、そのホルダ４１の弾性で、アダプタ４０に係止される。
【０１４８】
次に、血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａの特定を行う（ステップ８２）。ここでは、電気回路部３６で、隣り合うコネクタ６１ａ〜６１ｅ間の抵抗値から基準電極５６ｄを特定する。そして、特定された基準電極５６ｄから時計回りに接続電極５６ａ、５７ａ、５４ａ、５５ａと決定する。このように、任意の角度で挿入された血液センサユニット４４の血液センサ４２の接続電極５４ａ〜５７ａが、ステップ８２で特定され、その結果、検出電極５４〜５７が特定される。
【０１４９】
次に、血液センサユニット４４の先端４１ｈを患者の皮膚１３に押し当てて密着させる（ステップ８３）。皮膚１３の先端４１ｈへの接触を、第１の皮膚接触センサ６２が検知すると、負圧手段３４の吸引ポンプ３４ａが動作して負圧の発生を開始する。このとき、吸引ポンプ３４ａに加わる負荷電流を制御部７６で検出して、穿刺可能な負圧か否かを表示部３７に表示してもよい。負荷電流を検出する代わりに、負圧が発生してからあらかじめ定められた時間をタイマ７９で計測して、表示部３７に穿刺が可能であるか否かを表示してもよい。
また、第２の皮膚接触センサ［図２２：１１０ｍなど）が設けられていれば、負圧の吸引による皮膚１３の盛り上がりを検知できる。該検知を、表示部３７に表示してもよい。
【０１５０】
このように、レーザ穿刺するときに皮膚１３に負圧を加えると、弛緩していた皮膚１３が緊張状態になるので、穿刺による傷が小さくても、血液１６を効率良く採取することができる。よって、患者に与える苦痛が軽減される。また、負圧により皮膚１３を所定位置にまで盛り上げて位置を規定（規制）すれば、照射するレーザを正確に集光することができる。
【０１５１】
次に、穿刺ボタン７５を押下する（ステップ８４）。穿刺ボタン７５の信号は電気回路部３６で認識される。電気回路部３６がレーザ発射装置３３を駆動すると、レーザが皮膚１３に向けて発射される。レーザでの穿刺電圧を、約３００Ｖとすれば、患者に与える苦痛は少なくなる。
【０１５２】
次に、採血を行う（ステップ８５）。レーザでの穿刺により患者の皮膚１３から流出した血液１６を、血液センサ４２の貯留部４９に貯留する（図８など参照）。貯留部４９に貯留された血液１６は、毛細管現象によって供給路５０に浸入し、検出部５１に導かれる。検出部５１に導かれた血液１６が、検知極としての検出電極５５に達すると、測定に必要な量の血液１６が得られたと判断される。このときに負圧手段３４を停止してもよく、あるいは、皮膚接触センサ６２が皮膚の非接触を検知してから負圧手段３４を停止してもよい。
【０１５３】
一方、あらかじめ定められた時間が経過しても、検出部５１で血液１６が検出されない場合や、血液１６の量が適正でない場合（検出電極５４と検出電極５５間の抵抗で検出する）には、警報手段を作動させて警告するとともに、適切な処置内容を表示部３７に表示してもよい。
【０１５４】
次に、グルコースの測定を行う（ステップ８６）。血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、検出電極５４を作用極とし、検出電極５６を対極として、両検出電極５４と５６の間に電圧を印加して、グルコース測定を行えばよい。
【０１５５】
さらに、Ｈｃｔ値の測定を行う（ステップ８７）。検出電極５７を作用極とし、検出電極５４を対極として、両検出電極５４と５７の間に電圧を印加すれば、Ｈｃｔ値に依存する電流が検出される。この電流に基づいてＨｃｔ値を測定できる。
【０１５６】
最後に、血液成分の補正を行う（ステップ８８）。つまり、ステップ８７で検出したＨｃｔ値を用いて、ステップ８６で得られたグルコース量を補正する。補正後、その結果を表示部３７に表示する。以上のステップにより、血糖値測定が終了したら使用済み血液センサユニット４４は廃棄する。
【０１５７】
測定ステップのフロー２
図３３は、測定ステップのフローチャートを、より詳細に模式的に説明する図である。
図３３において、ステップ１５１は、血液検査装置３１のアダプタ４０に血液センサユニット４４を装着する前の状態を示す。ステップ１５２は、ガイド部６３（図７参照）に沿って血液センサユニット４４をアダプタ４０へ挿入した状態を示す。ステップ１５３は、コネクタ６１を押し下げて、コネクタ６１がセンサ４２の接触部位５４ｂ〜５７ｂ、５６ｃに当接した状態を示す。
【０１５８】
次に、ステップ１５４に移行して、血液検査装置３１のメインスイッチを起動する。すると、自動的に電気回路部３６が基準電極５６ｄを検出し、検出電極５４〜５７を特定する。その後、表示部３７が、測定準備が完了したことを表示する。
【０１５９】
ステップ１５５では、血液検査装置３１を穿刺する皮膚１３に、血液センサユニット４４の端部を当接させる。図３３において、ステップ１５５以降については、血液検査装置３１の装置本体３９を省略して、血液センサユニット４４のみを示す。ステップ１５６では、血液検査装置３１を患者の皮膚１３に当接させる。この皮膚１３への当接を第１の皮膚接触センサ６２が検出する。
【０１６０】
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、ステップ１５７に移る。そして、負圧手段３４が動作を開始し、矢印１５７ａに示すように負圧室６０を吸引する。吸引の結果、皮膚１３が盛り上る。手動式の負圧手段１４０の場合は（図３参照）、表示部３７に手動開始の旨の表示がなされ、患者が手動ポンプノブ１４２の操作を開始する。
【０１６１】
負圧が加えられると、ステップ１５８に示すように皮膚１３はさらに盛り上がり、第２の皮膚接触センサ（皮膚接触電極）１１０ｍに当接する。
第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサユニット４４の下面に装着された血液センサ４２の裏面に形成されるか（図２２参照）、または、血液センサユニット４４の上面に血液センサ４２が装着される場合（図２３参照）は、装着部１２０ｂの下面に形成されてもよい。
第２の皮膚接触センサ１１０ｍは、血液センサ４２への皮膚１３の接触を検知できればよいので、電極の代わりに、光センサ、機構スイッチまたは電気抵抗検出素子などを用いてもよい。
【０１６２】
ステップ１５９では、負圧室６０における皮膚１３の吸引を停止する。なお、第２の皮膚接触センサ１１０ｍがない場合は、負圧手段３４の動作開始からあらかじめ定められた時間の経過後に、吸引を停止すればよい。経過時間は電気回路部３６のタイマ７９で計測
すればよい。
【０１６３】
次に、ステップ１６０に移り、皮膚１３にレーザを照射して穿刺する。穿刺により、皮膚１３からは血液１６が流出する。第２の皮膚接触センサ１１０ｍが皮膚１３を検知すると、自動的に穿刺が行われてもよい。また、皮膚１３の当接を表示部３７に表示することにより、患者が穿刺ボタン７５（図２９参照）を押下するようにしてもよい。患者自身が穿刺ボタン７５を押下する場合には、患者は気構えをすることができる。
【０１６４】
流出した血液１６は、ステップ１６１に示すように、貯留部４９を満たし、供給路５０へ流入する。血液１６の流入は、供給路５０による毛細管現象と、負圧手段３４による空気孔５２からの吸引とにより行われる。
ステップ１６２に示すように、血液１６は血液センサ４２の検出部５１に導かれる。血液１６の検出部５１への流入が検知されると、負圧手段３４の動作を停止する（ステップ１６３）。血液１６がセンサ４２の検出電極５５（図６参照）に達すると、血液１６の流入が検知される。そして、大気開放スイッチ３４ｃを操作して負圧室６０内を外気圧にする。
【０１６５】
次に、ステップ１６４に示すように、血液検査装置３１を皮膚１３から離す。測定が終了したら、その旨を表示部３７に表示する。そして、ステップ１６５に移り、採取した血液１６の測定結果を表示部３７に表示する。
【０１６６】
測定ステップのフロー３（認証ステップあり）
本発明の血液検査装置を用いて血液検査をするフローには、患者である使用者を認証するステップが含まれていてもよい。レーザ機器であるため、安全性を考慮して許可された者以外の使用を禁止するためである。
【０１６７】
図３４には、認証ステップ２６１を含む検査フローが示される。認証は、指紋や声紋、虹彩、静脈パターンなどを用いて、患者が所定の許可された者であるか否かを識別して行えばよい。
【０１６８】
使用が許可された者の場合は、ステップ２６２に進む。患者はダイアルを操作して、穿刺深さ（レーザパワー）を設定する。そして、ステップ２６３に移り、血液検査装置３１のアダプタ４０に、血液センサ４２を有する血液センサユニット４４を装着する。血液センサユニット４４の装着で装置本体３９の電源が自動的に起動して、測定待機状態になる。血液センサユニット４４を装着するステップ２６３は、ステップ２６１の前に行ってもよい。血液センサユニット４４が装着されていないと測定動作は行えないが、測定結果の表示などは可能である。
【０１６９】
次に、ステップ２６４に進む。ステップ２６４では、血液センサユニット４４が皮膚１３に当接しているか否かを第１の皮膚接触センサ６２（図１６など参照）で検知する。第１の皮膚接触センサ６２の代わりに、血管の有無の検知、体温の検知、皮膚の電気抵抗の検知、脈動の検知であってもよい。いずれにしても、安全のために、皮膚１３への当接を検知している状態でステップ２６５以降の動作を行う。皮膚１３への当接の検知ができるまで、ステップ２６４で待機する。
【０１７０】
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚を検知したら、ステップ２６５で負圧手段３４の動作を開始する。また、同時にレーザ発射装置３３の駆動電圧チャージを開始する。そして、ステップ２６６に進み、負圧手段３４へ流れる電流値を１〜５秒間モニタする。電流値が異常の場合は、その旨を表示部３７に表示して、ステップ２６４の前に戻る。
【０１７１】
電流値が正常な場合は、ステップ２６７に進み、負圧が適正か否かを判定する。負圧の適否の判定は、負圧手段３４へ流れる電流を、あらかじめ定められた閾値と比較することにより行う。一定の負圧力になると、ステップ２６８に進み、レーザの発射を許可する。負圧が閾値を超えない場合は、空気漏れ（血液センサユニット４４の皮膚１３への当接不良）として、負圧手段３４による吸引を停止し、リトライを指示するとともに、ステップ２６４の前に戻る。
【０１７２】
また、第２の皮膚接触センサ１１０ｍ（図２２参照）を配置すれば、負圧により吸引された皮膚１３の盛り上がりを検知することができる。適切に皮膚１３が盛り上がり、血液センサ４２に密着したら、レーザの発射を許可する。
【０１７３】
ステップ２６８では、レーザを発射して皮膚１３を穿刺する。そして、ステップ２６９に進み、穿刺により皮膚１３から流出した血液１６を血液センサ４２へ取り込む。このとき、負圧手段３４は駆動を続行する。
【０１７４】
次に、ステップ２７０に進み、血液１６が血液センサ４２の検出部５１（図８参照）に取り込まれたか否かをチェックする。穿刺後の一定の経過時間内（２〜１０秒の場合もある）に、検出電極５５に血液１６が達したか否かを検知する。一定の経過時間内に血液１６が検知されないときは、ステップ２６４の前に戻り再穿刺する。したがって、一旦装着された血液センサ４２を、未使用のまま無駄にすることがない。しかも、迅速に再穿刺することができる。
【０１７５】
血液１６が検知された場合は、ステップ２７１に進み、血糖値の測定を開始する。また、ステップ２７１で、ポンプ弁ユニット３４ｂ（図２参照）を制御して負圧の外気開放を開始する。この時点ではまだ負圧手段３４は動作している。負圧手段３４が駆動しているときの音や振動により、患者に対して測定中である旨を認識させ、患者が血液検査装置３１を皮膚１３から取り外さないようにするためである。このような配慮により、血液成分の測定途中で、血液検査装置３１に振動や衝撃が加わることを防止し安定した測定ができる。また、負圧を開放した直後に、患者が、皮膚１３から装置を取り外して、血液１６を飛散させて汚染することを防止する。
【０１７６】
ステップ２７１で測定が完了すると、ステップ２７２に移り、測定した結果を表示部３７に表示する。そして、ステップ２７３に移り、負圧手段３４（特に吸引ポンプ３４ａおよびポンプ弁ユニット３４ｂ）（図２参照）の駆動を停止する。以後、患者は血液検査装置３１を皮膚１３から離す。
【０１７７】
次に、ステップ２７４に移り、患者が、血液センサユニット４４を血液検査装置３１の装置本体３９から外して廃棄する。そして、ステップ２７５に移り、血液センサユニット４４の取り外しを検知して、装置本体３９の電源を自動停止する。
【０１７８】
以上説明したように、血液検査装置３１を用いた血糖値の測定において、血液検査装置３１が皮膚１３へ当接していることを条件（論理積条件）に、レーザ発射装置３３を駆動しているので、皮膚１３への穿刺以外でレーザが放射されることはなく安全である。
また、血液検査装置３１の使用に先立って、ステップ２６１で使用者認証を行っているので、許可された者のみが操作することができ、無許可の者は操作できないので、安全である。
【０１７９】
血液検査装置３１の電源は、自動的に起動および停止されるので操作が容易となり、電池３５の消費が抑制される。
【０１８０】
レーザ照射における負圧の制御
本発明の血液検査装置３１は、穿刺後に、負圧を複数回断続して加えてもよい。図３５および図３６を参照して、負圧を加えるタイミングと、その作用を説明する。
第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知すると、時間１６６ａで負圧手段３４が駆動を開始する（図３３のステップ１５６に対応）。負圧室６０内に負圧が加えられ、皮膚１３は状態１６７ａのように緊張して盛り上がる（図３３のステップ１５７に対応）。皮膚１３が盛り上がり、時間１６６ｂで、第２の皮膚接触センサ１１０ｍに当接する（図３３のステップ１５８に対応）。時間１６６ｂで、皮膚１３は、図３６に示す状態１６７ｂとなる。ここで、負圧室６０に供給する負圧を停止する（図３３のステップ１５９に対応）。そして、時間１６６ｃで、皮膚１３を穿刺する（図３３のステップ１６０に対応）。ここで、皮膚１３は状態１６７ｃとなり、血液１６が滲み出る。
【０１８１】
そして、一旦負圧の供給を停止した後、時間１６６ｄの時点で、再び負圧を加える。負圧により、状態１６７ｄのように皮膚１３の開口部が広がり、血液１６が流出し易くなる（図３３のステップ１６１に対応）。
このように、負圧を断続的に加える理由の一つは、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。別の理由は、強い負圧で一気に吸引すると血液１６が勢い良く流出し、過剰に採血してしまうことがあるので、これを防止するためでもある。そのため、余分に血液１６が溢れ出ない程度に負圧手段３４を断続的に動作させている。このようにして、吸引力を弱めて省電力化を図るとともに、適量の血液１６を採取する。適量の血液１６を得て、精密な測定が終了した段階で、血液検査装置３１を皮膚１３から外す（図３３のステップ１６４に対応）。測定が終了した時間１６６ｅにおいて、皮膚１３は、状態１６９ｅに示すように、負圧で広げられた傷口１６８を元の通りに塞ぐ。したがって、傷口の回復が早くなる。
【０１８２】
患者によっては、レーザ穿刺しても皮膚１３から血液１６が流出しにくい場合もある。そのような場合は、穿刺前の負圧力に比べて、穿刺後の負圧力を大きくして血液１６が流出しやすいようにしてもよい。負圧力の制御は、最高到達圧（負圧）が一定であるので、弁３４ｂの閉鎖時間を制御することによって行う。また、断続的な負圧の駆動を行わなくとも、継続して負圧を加えるように構成してもよい。
【０１８３】
また、本発明の血液検査装置３１は、穿刺の前後に、いわゆる「揉み動作」を行ってもよい。図３７を参照して、揉み動作を説明する。
揉み動作は、例えば、ポンプ（例えば、電動式吸引ポンプ）３４ａを定電圧駆動しつつ、弁（例えば、電磁弁）３４ｂを所定のタイミングで開閉することによって行う。図３７に示される動作例では、第１の皮膚接触センサ６２が皮膚１３を検知して負圧手段３４が駆動を開始してから（吸引開始）、レーザによる穿刺が行われるまでの間は、穿刺前の準備として揉みほぐしを行い、レーザによる穿刺が行われた後は、血液１６が血液センサ４２の検出部５１に取り込まれたことを検知して（点着検知）、電磁弁３４ｂを閉鎖するまでの間に、少なくとも１回の揉みを入れる。図３７において、空気圧のレベル９０は、体感で吸引をほとんど感じない負圧レベルであり（例えば、−１０ｋＰａ）、レベル９１は、ポンプ３４ａを定電圧駆動した場合の最高到達圧（負圧）（例えば、−７０ｋＰａ）である。揉み動作をもたらす弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、負圧室６０内の空気圧がレベル９０とレベル９１の間で変化し、かつ、その変化の周期が、皮膚１３が負圧の変化に反応する最小時間よりも長い時間（例えば、０.１秒以上）になるようなタイミングで行う。このような弁（電磁弁）３４ｂの開閉動作は、吸引開始から点着検知・電磁弁閉鎖までの期間の間行われる。点着検知後に電磁弁を閉鎖するのは、上述のように、皮膚１３の穿刺孔を広げて血液１６の採取を容易にするためである。血液１６の採取がなされ、測定が終了すると、負圧手段３４の駆動を停止する（ポンプ吸引停止および弁開放）。
【０１８４】
このような揉み動作を行うことで、血管の血行が良くなり、血液１６が流出しやすくなる。つまり、皮膚１３を揉むことで、被穿刺部が加熱され（血行が良くなり）、揉まない場合に比べて採血量を多くすることができる。また、揉み動作は、穿刺時の痛みの軽減にもつながる。
【０１８５】
レーザ穿孔装置について
本発明の血液検査装置３１、３１ａは、図３８に示されるレーザ穿孔装置を含んでいる。このレーザ穿孔装置は、血液検査装置３１、３１ａから血液センサユニット４４およびこの血液センサユニット４４に関係する部材（例えば、血液センサ４２と接続するコネクタなど）を取り除いた構造を有する。このレーザ穿孔装置は、１回の穿刺動作において同一の穿刺位置を「分割穿刺」するように、レーザ発射装置３３のレーザ出力を制御する機能を有する。ここで「分割穿刺」とは、１回の穿刺動作を空間的または時間的に分割して行うことをいう。具体的には、前者は、レーザ光を複数の光路に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力の分岐制御）であり、後者は、レーザ光を複数回に分割して穿刺動作を行う場合（レーザ出力のパルス制御）である。
【０１８６】
レーザ照射におけるレーザ光の分岐
本発明の血液検査装置３１、３１ａは、レーザ発射装置３３から発射された一本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺してもよい。図３９において、符号「３３」はレーザ発射装置、「１３」は患者の皮膚である。また、符号「１７０ａ」、「１７０ｂ」、「１７０ｃ」は、それぞれ、入射光に対して半分の光を通過させるとともに残りの半分の光を反射させて入射光を均等に分配するスプリッターである。このスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、ハーフミラーで形成されている。
【０１８７】
符号「１７１ａ」、「１７１ｂ」、「１７１ｃ」は、それぞれ、入射した光を全反射させる全反射ミラーである。この全反射ミラー（以下単に「ミラー」という）１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃとそれぞれ組になっている。図３９において、これらのスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、同一の照射位置１７７を穿刺するよう、入射光に対して所定の角度に設定されている。
【０１８８】
レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、スプリッター１７０ａでレーザ光１７３ａとレーザ光１７３ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７３ｂはミラー１７１ａに入射し、このミラー１７１ａで全反射してレーザ光１７４となる。このレーザ光１７４は、スプリッター１７０ｂでレーザ光１７５ａとレーザ光１７５ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７５ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッター１７０ｂで分岐されたレーザ光１７５ｂは、ミラー１７１ｂで全反射してレーザ光１７５ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。
【０１８９】
一方、スプリッター１７０ａを通過したレーザ光１７３ａは、スプリッター１７０ｃでレーザ光１７６ａとレーザ光１７６ｂに分岐される。分岐されたレーザ光１７６ａは直接皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。また、スプリッター１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂは、ミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり、皮膚１３の照射位置１７７を穿刺する。
【０１９０】
このように一つのレーザ光１７２を複数の光路に分岐して皮膚１３の照射位置１７７を穿刺するので、出力が小さいレーザ光で穿刺することになり、痛みを軽減することができる。したがって、皮膚１３の内部の毛細血管にレーザ光を集約して穿刺することが可能となる。
【０１９１】
また、図４０に示されるように、ミラー１７１ｃを図３９に示される位置よりも遠くに配置した場合には、スプリッター１７０ｃで分岐されたレーザ光１７６ｂがミラー１７１ｃで全反射してレーザ光１７６ｃとなり皮膚１３の照射位置１７７へ到達するまでの時間が長くなる。このようにミラーを適正な位置に配置することで、分岐された複数のレーザ光を同一の照射位置に順番に照射できるようにレーザ出力を制御することができる。
【０１９２】
スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、図４１に示すように直方体を対角線１７８ａで２分割したキューブ状の光学素子１７８を用いることが好ましい。キューブ状のスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃは、合わせ面に屈折率の異なるミラーを貼り合わせたものであり、キューブ状のミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃは、全反射する面と全透過する面を貼り合わせたものである。このように、キューブ状に形成された光学素子１７８は、透過光路のずれやゴーストの発生が無いため、光路の分割や屈折などの変更に対して精度を高く保つことができる。なお、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃやミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをすべて、または一部ずつ、１つのキューブ状光学素子にて構成することも可能である。
【０１９３】
例えば、図３９や図４０に示されるレーザ分岐をキューブ状の光学素子で構成する場合を説明する。図３９および図４０では、レーザ光１７２の分岐を二次元のイメージで表現したが、これを三次元のイメージで表現すると、図４２Ａに示される通りである。図４２Ａに示されるように、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光１７２は、一旦複数の光路に分岐されて、最後は一箇所の照射位置１７７に集光される。図４２Ｂは、この分岐を実現するキューブの一例を示している。図４２Ｂに示されるキューブ１７９内には、スプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃが所定の位置にそれぞれ固定配置されている。このように、レーザ分岐に使用するスプリッター１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃおよびミラー１７１ａ、１７１ｂ、１７１ｃをキューブ１７９内に収納することにより、細かい位置決めが不要になり、レーザの光軸上にキューブ１７９を配置するだけで、分岐制御されたレーザ光を所望の位置に照射することが可能になる。
【０１９４】
レーザ光の分岐方法としては、光ファイバを用いてレーザ光を分岐してもよい。図６３Ａおよび図６３Ｂは、光ファイバによるレーザ光の分岐方法を示している。図６３Ａは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２１によって２分岐した場合である。この場合、この２分岐ファイバケーブル４２１から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて２分岐されたレーザ光４２２が照射される。２分岐ファイバケーブル４２１は、１つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。また、図６３Ｂは、レーザ発射装置３３からレーザ光を分岐ファイバケーブル４２４によって４分岐した場合である。この場合、この４分岐ファイバケーブル４２４から皮膚１３の同一の照射位置１７７に向けて４分岐されたレーザ光４２５が照射される。４分岐ファイバケーブル４２４は、３つの光ファイバ方向性結合器４２３を含んでいる。このように、光ファイバを用いても、図３９に示される場合と同様に、レーザ発射装置３３から発射された１本のレーザ光を複数本に分岐させて皮膚１３を穿刺することができる。特にファイバケーブルを使用する場合は、外部にレーザ光が漏れることがないので、スプリッタを使用する場合よりも取り扱いが非常に容易である。
【０１９５】
図６４は、光ファイバ方向性結合器４２３の構成を示す概略図である。一般に方向性結合器は光を分岐する光学素子である。光ファイバ方向性結合器４２３は、２本の光ファイバ４２６の結合部４２７のクラッド４２８を除去してコア４２９同士を近づけることによって構成されている。光ファイバ方向性結合器４２３では、一方の光ファイバ４２６から光を入射すると、２本のコア４２９の近接部分において光の干渉効果により他方のコア４２９にも光が伝播し、光を分岐することができる。
【０１９６】
図６５は、光ファイバによるレーザ光の分岐方法として、分岐ジョイント部４３０およびファイバケーブル４３１を使用する場合である。ここでは、レーザ発射装置３３から出射されたレーザ光４３２は、分岐ジョイント部（Ｔ型分岐）４３０を経由して２分岐される。分岐ジョイント部４３０は、例えば、三角形の全反射ミラー４３３を内蔵しており、逆Ｔ字にレーザ光４３２を分岐する。分岐されたレーザ光は、それぞれファイバケーブル４３１を経由して、皮膚１３の同一の照射位置１７７を穿刺する。
【０１９７】
一般に、レーザ光が皮膚１３に照射されると、照射部は光吸収により急激な温度上昇を起こす。この温度上昇により、血液１６が蒸発して皮膚１３を押し上げバルーン状になる。そして、さらなる皮膚１３の押し上げにより、皮膚１３が破壊して血液１６が流出する。血液１６が流出した後、レーザで穿刺された底面は炭化して、炭化臭を発する。炭化臭は脱臭剤で脱臭するとよい。
【０１９８】
このレーザ発射装置３３において、レーザは患者の皮膚１３を約０.５ｍｍ穿刺するように設計されている。
【０１９９】
この場合、レーザ発射装置３３のレーザの種類はＥｒ：ＹＡＧまたはＣＯ２ガスとすればよく、波長領域は２.７〜３.５μｍまたは６.５〜１０.５μｍとすればよく、パルス幅は５０〜４００μｓ、好ましくは２００μｓとすればよく、出力は３００ｍＪ〜３０００ｍＪとすればよい。また、ショット径は０.１ｍｍ〜０.５ｍｍとし、ショット深さは０.３〜０.７ｍｍとすればよい。また、チャージ電圧は２００〜７００Ｖの範囲、好ましくは５００Ｖとする。この高電圧は、電池を用いて電荷をコンデンサにチャージ（充電）した後、このチャージされた電荷を一気に放電することによって得られる。
【０２００】
レーザ照射における照射角度
一本のレーザ光を、皮膚１３に対して斜めの方向から照射して、皮膚１３を穿刺してもよい。図４３において、血液センサユニット４４の負圧室６０の内部は負圧手段３４により負圧され、皮膚１３が盛り上がっている。皮膚１３の盛り上がりの頂点１８０の接線方向に対して、９０度未満の角度でレーザ光１８１を照射する。このように接線方向に対して９０度未満の角度でレーザ光を照射すると、垂直方向からレーザ光を照射する場合と比べて、毛細血管が網羅されている面に対して斜め方向からレーザ光１８１が照射される。そのため、レーザ光１８１の単位面積当たりの照射強度は弱くなるが、毛細血管を傷つける確率は増加する。したがって、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６が採取できることになり、患者に与える痛みが軽減される。
【０２０１】
また、レーザ光１８１の照射形は、真円でなく、図４４に示されるように楕円形１８３または長四角形１８４にしてもよい。照射形を楕円形１８３または長四角形１８４にすると、レーザ光１８１が網羅している毛細血管を傷つける確率が増加して、血液採取効率が高くなる。よって、穿刺深さが浅くても十分な血液１６を採取することができるので、患者に苦痛を与えることは少ない。
【０２０２】
本発明の血液検査装置３１、３１ａにおいて、一つのレーザ発射装置３３であっても、レーザの出力強度を可変することができる。
図４５に示されるように、レーザ発射装置３３と皮膚１３との間に、レーザの透過光量が異なる複数種のフィルター、例えば、減光（ＮＤ：Neutral Density）フィルター１９１ａ〜１９１ｄが貼り付けられたプレート１９３を設けてもよい。プレート１９３をレーザ光１９４の照射路に設置する。プレート１９３を回転させることで、皮膚１３に照射するレーザ光１９４の光量を制御する。レーザの光量を制御することにより、穿刺深さを制御することができる。
【０２０３】
これにより、従来レーザ強度を制御するために行っていた、フラッシュランプの場合は印加電圧を制御し、半導体レーザの場合は電流を制御するといった方法に加えて、ＮＤフィルターによるレーザ穿刺の出力調整も可能となる。したがって、レーザ出力のよりきめ細かい制御が可能となる。
さらに異なる用途としては、レーザの出力強度をフラッシュランプへの印加電圧で決定する場合、電圧を可変にすると、電圧値の安定性が劣化し、レーザ出力が変動する要因となる。これを解決するために電圧を固定にして、レーザ光１９４の出力が低下（変化）した場合においても、透過光量の異なるこのＮＤフィルター１９１ａ〜１９１ｄを用いることで、レーザの出力を一定に保つことができる。したがって、安定したレーザ出力を得ることが可能となる。
【０２０４】
レーザ照射におけるパルス制御（時分割）
穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行ってもよい。チャージ電圧として３２０Ｖ程度の大きなパルスを用いて一回で穿刺する方法に比べて、図４６に示されるように、レーザ光を３回のパルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに分割して、それぞれ２１０Ｖ程度の小さなパルスを用い、２００μｓ〜１ｍｓｅｃの間隔（休止区間）で複数回穿刺する。これにより、図４７に示されるように、各パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃに対応して、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂ、１９９ｃと３段階に分けて穿刺することができる。この場合、２００μｓ〜１ｍｓｅｃの休止区間でコンデンサをチャージして高電圧を得ている。
【０２０５】
この穿刺方法の制御によれば、１パルスで皮膚１３を穿刺する深さが浅いので、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、この場合は、パルス１９８ａ、１９８ｂ、１９８ｃの間隔を２００μｓ〜１ｍｓｅｃと短くすることが重要であり、血液１６が滲み出る前に次の穿刺を行うことが好ましい。
【０２０６】
また、穿刺時の痛みを軽減するために、一定の深さまでの穿刺を複数回に分けて行う別の方法として、レーザ光を連続可変／分割照射する場合について説明する。本発明で穿刺する対象物とは、例えば、指の腹の皮膚である。皮膚は、表面から順に、角質層を外部に持つ表皮と、痛点や毛細管が存在する真皮とで形成されている。したがって、最初または数回の照射で表皮だけを除去するエネルギーを与えた後、小さいエネルギーで真皮を穿刺すると、痛みが軽減される。
【０２０７】
例えば、エルビウムをドーピングしたＥｒ：ＹＡＧを材料とし、φ２.５ｍｍ、長さ５２ｍｍのレーザロッド（レーザ結晶）３３ｄを用いる場合、一回で穿刺する時のフラッシュランプ（励起光源）３３ｅヘのチャージ電圧は、４５０Ｖ程度の大きなパルスを用いる。この時の動作を起こすための回路が図４８Ａに示され、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流が図４８Ｂに示され、レーザの出力が図４８Ｃに示されている。
図４８Ａの回路図において、サイリスタ（ＳＣＲ１）４０１がオンされると、トリガーコイル４０２から数ｋＶの昇圧された電圧が出力され、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化され、電解コンデンサ４０３の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。このフラッシュランプ３３ｅの発光によってレーザロッド３３ｄは励起され、レーザ光が出射される。なお、符号「４０４」は抵抗（Ｒ１）である。
上記の場合は一回で穿刺する場合である。
【０２０８】
次に、電解コンデンサ一回分の充電で数回に分けてレーザ光を出射する場合について説明する。このときの回路図、フラッシュランプ３３ｅヘの入力電流、およびレーザ出力は、図４９Ａ、図４９Ｂ、および図４９Ｃにそれぞれ示されている。
【０２０９】
数回に分けてフラッシュランプ３３ｅを発光させる場合には、図４９Ａの回路図において、大電流でスイッチング速度が速いトランジスター（ＩＧＢＴ）４１１にハイの信号が入力されると、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１がオンと同時にフラッシュランプ３３ｅの負極がグランドに接続され、フラッシュランプ３３ｅに電解コンデンサ４１２からの電圧が印加され、さらに同時にトリガーコイル４１３から数ｋＶの昇圧された電圧が出力される。これにより、フラッシュランプ３３ｅに充填されたキセノンガスがイオン化し、電解コンデンサ４１２の主放電が始まり、フラッシュランプ３３ｅが発光する。次に、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１にローの信号が入力されると、トランジスター（ＩＧＢＴ）４１１がオフして、フラッシュランプ３３ｅヘの電圧印加は停止する。これにより、フラッシュランプ３３ｅの発光も停止し、レーザの出力も停止する。この動作を繰り返すことで、レーザの出力を数回に分けて行うことができる。ここでは、２回に分けた場合を示している。なお、符号「４１４」は抵抗（Ｒ１）である。
【０２１０】
図４９Ｃからも明らかなように、最初は大きい出力で照射し、次に小さい出力で照射することができる。本例で示したＥｒ：ＹＡＧのレーザロッド３３ｄを使用する場合は、レーザ光を出射するためのフラッシュランプ３３ｅの最低電圧は３７０Ｖであるので、２回目の電圧は３７０Ｖよりも大きく設定し、フラッシュランプ３３ｅの発光時間を短くして全体のエネルギーを小さくする必要がある。これにより、皮膚１３をレベル１９９ａ、１９９ｂと２段階に分けて穿刺することができる（図４７参照）。
この穿刺方法の制御によれば、まず皮膚１３の表皮を除去してから、真皮を小さいエネルギーで穿刺するため、真皮の深いところまでレーザ光が到達しない。よって、痛みを軽減しつつ、所定の深さまで穿刺することができる。なお、血液１６が滲まないように表皮を穿刺するようにしている。
【０２１１】
電源制御について
本発明の血液検査装置は、電気消耗の大きいレーザ発射装置を搭載しているので、電源の管理が重要である。電源として電池を用いる携帯機器である場合には、容量に制限があるので、電源の管理が特に重要である。
また、血糖値の測定という生命の安全に係わる装置である場合には、電源切れによる測定不能を避けることが求められ、最悪でも血液検査（例えば血糖値の測定）だけは実施できることが重要である。
【０２１２】
本発明の血液検査装置は、装置に含まれるレーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源との電源供給を制御する電源制御回路を有することが好ましい。さらに電源制御回路は、レーザ発射装置を駆動する電源と、電気回路部を駆動する電源とを独立に制御することが好ましい。
「独立に制御する」とは、電源（特に電池）の残量や電圧に応じて、レーザ発射装置を駆動する電力と、電気回路部を駆動する電力とを、供給するかしないかを決定すること、およびいずれの電源から供給するかを決定することなどを意味する。
【０２１３】
本発明の血液検査装置の電源は、電池電源を含むことが好ましい。携帯機器として用いることができるからである。電池電源は、１つであってもよく、２つ以上あってもよい。
電池は、二次電池もしくは一次電池、またはその両者の組み合わせでもよい。二次電池の例には、リチウムイオン電池、リチウムポリマー電池、ニッケル水素電池、ニッケルカドミウム電池などが含まれる。一次電池の例には、リチウム電池、マンガン電池、アルカリ電池、オキシライド電池などが含まれる。
【０２１４】
本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、緊急用電源の接続端子を有していてもよい。電池電源の電池が消費された場合に、他の電源に接続して血液検査装置を用いるためである。緊急時の電源の例には、入手が容易な乾電池、パソコン等で用いるＵＳＢ
端子、燃料電池、手動発電機（ダイナモ）等が含まれる。これらの電源を容易に接続できる。
【０２１５】
さらに本発明の血液検査装置の電源は、電池電源に加えて、外部電源を有していてもよい。外部電源と接続している場合には、外部電源が優先して使用されて、電池からの電気出力が停止されるか、または電池への充電が行われることが好ましい。
【０２１６】
血液検査装置は、電池電源の電池の残量を測定する電池残量測定回路を有していてもよい。さらに血液検査装置は、電池残量測定回路が測定した電池残量と、予め定められた値（電力量）とを比較する比較部を有することが好ましい。電池の残量を把握して、レーザ穿刺または検査が可能かどうかを判断するためである。
【０２１７】
前述の通り、比較部には予め定められた電力量が記憶されている。予め定められた電力量の第一は、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量である。この値を第１残量閾値という。電池残量が第１残量閾値を下回る場合は、使用者に電池の交換を促す警告（電池残量警告）をすることが好ましい。第１残量閾値は、設計された回路によって適宜設定されればよく、基本的には固定値とすればよい。
【０２１８】
予め定められた電力量の第二は、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。この値を第２残量閾値という。電池残量が第２残量閾値以上であれば、少なくとも一回の検査ができると判断され、検査が実施される。ただし前述の通り、電池残量が第１残量閾値を下回っている場合には、電池残量警告を行うことが好ましい。
一方、測定した電池残量が第２残量閾値未満であれば、通常の検査を行なうことはできないので、レーザによる穿刺を禁止して、検査不可能であることを使用者に示すことが好ましい（使用不可表示）。しかしながらレーザによる穿刺は不可能であっても、電力消費の少ない測定プロセスを実施することができる場合がある。よってレーザ以外の手段で穿刺した上で、測定を行なうことができる。
【０２１９】
第２残量閾値は、前回の検査において消費された電池の消費量を基準に設定されることが好ましい。具体的に第２残量閾値は、当該消費量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和であることが好ましい。レーザ発射装置のレーザ出力設定変更などにより電池の消費量が変わるため、検査において消費される電池の消費量は最新のデータを記憶しておくようにしている。このように、第２残量閾値は可変である。
【０２２０】
予め定められた電力量の第三は、レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量と、測定のための電気回路を駆動するための電力量との和である。この値を第３残量閾値という。レーザ発射装置に充電するための電源と、電気回路を駆動するための電源とが別である場合に、緊急時に電気回路を駆動するための電源を用いてレーザ発射装置に充電をするかどうかを判断する基準として、第３残量閾値を用いる。レーザ発射装置への１回の充電に必要な電力量は、レーザの励起用にチャージするコンデンサの容量やチャージ電圧やチャージ電流及び電池の内部抵抗により決定される。
【０２２１】
電池残量に応じた充電電流値の設定
また、電池残量測定回路で測定された電池残量に基づいて、レーザ発射装置への充電をするための充電量を設定してもよい。図６１Ａ〜図６１Ｃに、電池残量に応じて充電量を設定する例を示す。
図６１Ａは、電池残量（Ｙ軸）の割合に応じて、段階的に充電電流を変更する方法である。例えば、電池残量が７５〜１００％（第１ゾーン）であれば、充電電流値を最大値（１００％）として；電池残量が５０〜７５％（第２ゾーン）であれば、充電電流値を最大値の５０％として；電池残量が２５〜５０％（第３ゾーン）であれば、充電電流を２５％
とする。
図６１Ｂは、電池残量（Ｙ軸）の割合に比例して、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。
図６１Ｃは、電池残量（Ｙ軸）の割合の変化曲線を基準として、その曲線と逆になるような可変カーブになるように、連続的に充電電流（Ｘ軸）を変更する方法である。図６１Ｃでは、「Ｙ＝Ｘ＋ａ（ａ：オフセット分）」の比例直線と対照になるカーブにあわせて制御を行っている。
【０２２２】
本発明の血液検査装置は、電池電源の電池の電圧を測定する電池電圧測定回路を有することが好ましい。さらに血液検査装置は、電池電圧測定回路が測定した電池電圧と、予め定められた電圧値とを比較する比較部を有することが好ましい。
【０２２３】
検査（穿刺と測定）のために必要な電力量が電池に残っている場合であっても、レーザ穿刺のためにレーザ発射装置に充電を行うと、測定のための電気回路部を駆動するための電圧よりも、電池電圧が低下してしまうことがある。したがって、測定に必要な電池残量があるにもかかわらず、測定が実施できない場合が発生しうる。そこで、電池電圧測定回路で、電池が充分な電圧を出力しているかどうかを確認する。
【０２２４】
前述の通り、比較部には予め定められた電圧値が記憶されている。予め定められた電圧値の第１は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であることが好ましい。この電圧値を、第１電圧閾値という。レーザ発射装置への充電により電池の電圧が下がっても、電池の電圧が必要最低電圧を下回らないように、第１電圧閾値を設定する。充電により電池の電圧がどの程度下がるかは、電池の性質によって異なるので、電池の性質に応じて適宜第１電圧閾値を設定する。
【０２２５】
レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第１電圧閾値よりも低いと、比較部で判断された場合には、通常の電流よりも低い電流で、レーザ発射装置に充電を行うことが好ましい。低電流で充電を行うと、電池電圧が低下しにくくなるためである。
【０２２６】
図６２に、充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係が示される。曲線４１０は充電電流が０（負荷無）のとき；曲線４２０は充電電流がＩのとき；曲線４３０は充電電流がＩ’（＞Ｉ）のときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係を示す。曲線４１０に対して、曲線４２０および曲線４３０とも電池電圧が下がっていることがわかる。これは、電池内部の抵抗（４２１および４３１）による。
測定のための電気回路を駆動するために必要な電圧レベルを４４０とすると、充電電流がＩの場合（曲線４２０）は、電池の残量がＸ２になるまで、電池は電気回路を駆動できる。一方、充電電流がＩ’（＞Ｉ）の場合（曲線４３０）は、電池の残量がＸ１になるまでしか、電池は電気回路を駆動できない。このように、充電電流を下げると、電池電圧の低下が抑制される。電池電圧の低下が大きいと、４５０で示されるように、使用できない電池エネルギーが増えるため好ましくない。
【０２２７】
比較部に予め定められた電圧値の第２は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０．５〜１Ｖ程度である。
【０２２８】
比較部が、レーザ発射装置に充電を行う前に電池電圧測定回路が測定した電池電圧が、第２電圧閾値を上回ると判断した場合には、レーザ発射装置により高い充電電流で充電を行うことが好ましい。
【０２２９】
本発明の血液検査装置は、血液検査の検査結果を表示される表示部（図１参照）を有する。前述の電池残量警告の表示や使用不可表示は、表示部に表示されることが好ましい。
【０２３０】
電源制御部の第１の例
図５０には、血液検査装置の第一の例の電源制御部２００−１が示される。
図５０において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０は、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第二の出力は比較部２１１に接続されている。
緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。
【０２３１】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０を使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０に充電する。
【０２３２】
電源制御回路２０３の第一の出力は電気回路部３６ａに接続される。電源制御回路２０３の第二の出力は昇圧回路２０５の入力に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。
【０２３３】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。
【０２３４】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの出力は、表示部３７に接続されている。
【０２３５】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第１の例を、図５１を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量を第１残量閾値と比較し、ステップ３１４で第２残量閾値と比較する。第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。
【０２３６】
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３１８へ移行して、レーザ発射装置に充電を行う。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示部に表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
【０２３７】
ステップ３１８でレーザ発射装置に所定量の充電がされたら、ステップ３１９でレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３２１で穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、得られた測定結果を表示して、血液検査を完了させる。
【０２３８】
検査後、ステップ３２２で電池の残量を測定する。ステップ３２３で、ステップ３１２で測定した電池残量と、ステップ３２２で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量を求める。さらにステップ３２３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための最低必要電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。ステップ３２４で電源を停止する。
【０２３９】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第２の例を、図５２を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３３１で電池の電圧を測定し、ステップ３３２で電池の残量を測定する。
【０２４０】
ステップ３３３で、ステップ３３１で測定された電圧と、前回の検査のステップ３４７（後述）で算出された電圧降下値との差を求める。さらにステップ３３３で、当該差と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧とを比較する。
ステップ３１３で、ステップ３３２で測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４で、ステップ３３２で測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。
【０２４１】
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３４１に移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３４１へ移行して、通常電流によりレーザ発射装置に充電する。
ステップ３３３で前記差が必要最低電圧以上であると判断された場合であって、ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断され、かつステップ３１４で電池残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に通常の検査ができないことを知らせるための使用不能表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
【０２４２】
一方、ステップ３３３で前記差が必要最低電圧未満であると判断された場合には、ステップ３３５に移行して、レーザ発射装置に通常の充電ができないこと（例えば、充電時間が長くなること）を使用者に知らせるための通常充電不能表示を表示し、ステップ３３６で使用者に検査を実施する場合には緊急ボタンを押すように求める。
【０２４３】
ステップ３３６で緊急ボタンが押されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
ステップ３３６で緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３３７で通常よりも低電流によりレーザ発射装置に充電する。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行なう。ステップ３３８でレーザ発射装置がレーザを発射して皮膚を穿刺し、ステップ３３９で穿刺された皮膚から流出した血液の成分測定を行い、測定結果を表示する。検査後にステップ３４８で電源を停止する。
【０２４４】
一方、ステップ３４１で通常電流によりレーザ発射装置に充電した場合は、ステップ３４２で充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３４３で、充電されたレーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３４４で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定して、測定結果を表示する。ステップ３４５で、測定後の電池残量を測定する。
【０２４５】
ステップ３４６で、ステップ３３２で測定した電池残量と、ステップ３４５で測定した電池残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３４６で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を求めて、第２残量閾値を再設定する。
またステップ３４７で、ステップ３３１で測定した電圧と、ステップ３４２で測定した電圧との差を算出して、電圧降下値とする。電圧降下値は、次の検査におけるステップ３３３（前述）において用いられる。その後、ステップ３４８で電源が停止する。
【０２４６】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第３の例を、図５３を参照して説明する。ステップ３１１で電源を起動する。ステップ３１２に移行して、電池残量を測定する。ステップ３１３で、測定された電池残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４で、測定された電池残量と第２残量閾値とを比較する。
前記の通り、第１残量閾値とは、所定の回数分の検査（レーザ穿刺と測定を含む）に必要な電力量であり；第２残量閾値とは、一回の検査（穿刺および測定などを含む）に必要な電力量である。
【０２４７】
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で電池残量が第２残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３１５で使用者に電池の交換を促すための電池残量警告表示を表示し、かつステップ３５１へ移行して、前回の検査においてレーザ発射装置に充電をするための充電電流値（後述のステップ３５８を参照）を、今回の検査における充電電流値として設定する。
ステップ３１３で電池残量が第１残量閾値未満であると判断された場合であって、ステップ３１４で第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で使用者に検査ができないことを知らせるための使用不可表示を表示して、かつステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
【０２４８】
ステップ３５２では、ステップ３５１で設定した充電電流値によって、レーザ発射装置への充電を行う。電池の交換や電源種類が変わった場合には、所定の充電電流値によって充電を行う。ステップ３５３で、充電中の電池の電圧を測定する。ステップ３５４で、充電中の電池の電圧と第１電圧閾値とを比較する。ステップ３５６で充電中の電池の電圧と第２電圧閾値とを比較する。
前述の通り、第１電圧閾値は、測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電圧よりもある程度高い電圧値であり；第２電圧閾値は、第１電圧閾値以上で、本来は十分に余裕のある電圧値である。この電圧値を、第２電圧閾値という。例えば、第１電圧閾値＋０．５〜１Ｖ程度である。
【０２４９】
ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値以上であると判断され、かつステップ３５６で第２電圧閾値以下であると判断された場合には、ステップ３５８でそのときの充電電流値を次回の検査のための充電電流値として記憶する（次回の検査におけるステップ３５１で用いる）。
ステップ３５４で、充電中の電池の電圧が第１電圧閾値未満であると判断された場合には、ステップ３５５で、充電電流値を低下させる。一方ステップ３５６で、充電中の電池の電圧が第２電圧閾値を超えていると判断された場合には、ステップ３５７で、充電電流を高める。
【０２５０】
ステップ３５９で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３６１で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３６２で、検査終了後の電池残量を測定する。ステップ３６３で、ステップ３１２で測定した残量と、ステップ３６２で測定した残量との差を求めて、今回電池消費量とする。さらにステップ３６３で、今回電池消費量と測定のための電気回路部を駆動するための必要最低電力量との和を、第２残量閾値として再設定する。ステップ３６４で電源を停止する。
【０２５１】
図５０に示された電源制御部２００−１の動作の第４の例を、図５４を参照して説明する。図５４に示されたフローは、図５３に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図５４に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５３に示されたフローと同様である。
【０２５２】
電源制御部の第２の例を説明する。
図５５には、血液検査装置の第二の例の電源制御部２００−２が示される。
図５５において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２に接続される。回路２１２の第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２の第二の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電気回路部３６ａに接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。
【０２５３】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池３５からの供給を強制的に停止、または電池２１０ａに充電する。
【０２５４】
電源制御回路２０３の出力は昇圧回路２０５に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。
【０２５５】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。
【０２５６】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの他方の出力は、表示部３７に接続されている。
【０２５７】
図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第１の例を、図５６を参照して説明する。図５６に示されたフローは、図５１に示されたフローと類似する。ただし電源制御部
２００−２は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、電池２１０ａ（レーザ用電池）だけがレーザ発射装置の充電に用いられる。よって、ステップ３１２’で、レーザ用電池の電池残量を測定し；ステップ３１３’で、ステップ３１２’で測定された残量と第１残量閾値とを比較し；ステップ３１４’で、ステップ３１２’で測定された残量と第２残量閾値とを比較する。
その他のステップは、図５１に示されたフローのステップと同様である。
【０２５８】
図５５に示される電源制御部２００−２の動作の第２の例を、図５７を参照して説明する。図５７に示されるフローは、図５６に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図５７に示されたフローでは、ステップ３５０で、充電電流値の設定を電池の残量に基づいて行う。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５６に示されたフローと同様である。
【０２５９】
電源制御部の第３の例を説明する。
図５８には、血液検査装置の第三の例の電源制御部２００−３が示される。
図５８において、家庭用ＡＣ電源（外部電源の例として用いた）に接続されるコンセント２０１は、ＡＣアダプタ２０２に接続されている。ＡＣアダプタ２０２の出力は、電源制御回路２０３の一方の入力にコネクタを用いて挿抜自在に接続できる。
電池２１０ａは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ａに接続される。回路２１２ａの第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ａの第二の出力は比較部２１１に接続されている。電池２１０ｂは、電池残量および電池電圧測定回路２１２ｂに接続される。回路２１２ｂの第一の出力は電源制御回路２０３に接続され、回路２１２ｂの第二の出力は比較部２１１に接続されている。緊急用電源の接続端子２０４は、電源制御回路２０３に接続されている。
【０２６０】
電池２１２ａと電池２１２ｂはいずれも、電源制御部２０３に接続されているので、レーザ発射装置３３の充電および電気回路部３６ａの駆動に用いられる。通常は、電池２１２ａがレーザ発射装置を充電して、電池２１２ｂが電気回路部３６ａを駆動する。ただし、電池２１２ａの残量が不足してレーザ発射装置を充電できない場合であって、電池２１２ｂに充分な残量がある場合には、緊急手段として電池２１２ｂがレーザ発射装置を充電する。
【０２６１】
電源制御回路２０３は、ＡＣアダプタ２０２と接続されているときには、ＡＣアダプタ２０２電源を優先して使用し、電池２１０ａおよび電池２１０ｂを使用しないように制御する。ＡＣアダプタ２０２から出力される電圧を検知して、この電圧が出力されているときは、電池２１０ａおよび電池２１０ｂからの供給を強制的に停止、または電池２１０ａおよび電池２１０ｂに充電する。
【０２６２】
電源制御回路２０３の第一の出力は電気回路部３６ａに接続される。電源制御回路２０３の第二の出力は昇圧回路２０５の入力に接続され、昇圧回路２０５の出力はレーザ発射装置３３に接続されている。
【０２６３】
比較部２１１の第一の出力は電源制御回路２０３に接続されている。比較部２１１の第二の出力は昇圧制御部２０８に接続されて、昇圧制御部２０８の出力は、昇圧回路２０５に接続されている。比較部２１１の第三の出力は表示制御部２０９に接続されて、表示制御部２０９の出力は表示部３７に接続されている。
【０２６４】
電気回路部３６ａの入力には穿刺ボタン７５が接続されており、穿刺ボタン７５の押下
信号は電気回路部３６ａを介して昇圧制御部２０８の入力に接続されている。昇圧制御部２０８の他方の入力には緊急ボタン２０７が接続されている。電気回路部３６ａの出力は、表示部３７に接続されている。
【０２６５】
図５８に示された源制御部２００−３の動作の第１の例を、図５９を参照して説明する。
図５９に示されたフローは、図５６に示されたフローと類似する。ただし、電源制御部２００−３は、２つの電池（２１０ａおよび２１０ｂ）を有し、いずれの電池も電源制御回路２０３に接続されている。基本的には、電池２１０ａ（レーザ用電池）がレーザ発射装置の充電に用いられ、電池２１０ｂ（システム用電池）が電気回路部３６ａを駆動するために用いられる。しかしながら、電池２１０ａの残量が不足した場合などの緊急時には、電池２１０ｂをレーザ発射装置の充電に用いる場合がある。
【０２６６】
図５６に示されたフローと同様に、ステップ３１４’でレーザ用電池の残量と第２残量閾値とが比較されるが、レーザ用電池の残量が第２残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３７１で、使用者にレーザ用電池が使用できないことを知らせるための表示をする。
【０２６７】
ステップ３７２でシステム用電池の残量を測定する。ステップ３７３で、ステップ３７２で測定された残量と第３残量閾値とを比較する。第３残量閾値とは、レーザを発射するために必要とされるレーザ発射装置へ充電するべき電力量と、システム最低電力量との和とすればよい。
【０２６８】
ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値未満であると判断された場合には、ステップ３１６で、使用者に検査が行なえないことを伝えるための使用不能表示を表示する。さらに、ステップ３１７でレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
一方、ステップ３７３で、システム用電池の残量が、第３残量閾値以上であると判断された場合には、ステップ３７４で、使用者にレーザ発射装置に通常の充電ができない（例えば、通常よりも長い充電時間を要する）ことを知らせるための通常充電不能表示を表示し、それでも検査を実施したい場合には、緊急ボタンを押下するように求める。
【０２６９】
ステップ３７５で、緊急ボタンが押下されなかった場合には、ステップ３１７に移行してレーザ発射装置への電力の供給を禁止する。
一方、ステップ３７５で、緊急ボタンが押下された場合には、ステップ３７６でシステム用電池によるレーザ発射装置への充電を許可し、ステップ３７７でレーザ発射装置の充電を行なう。ステップ３７７での充電は、システム用電池の電圧降下を避けるため、通常より低電流で行なうことが好ましい。充電のための電流値の制御は、昇圧制御部２０８が行なう。
【０２７０】
ステップ３７８で、レーザ発射装置からレーザを発射して皮膚を穿刺する。ステップ３７９で、穿刺された皮膚から流出した血液の成分を測定し、測定結果を表示する。ステップ３８１では、使用者にシステム用電池を交換することを促すためのシステム用電池交換警告表示を表示する。ステップ３８２で電源を停止する。
【０２７１】
図５８に示された電源制御部２００−３の動作の第２の例を、図６０を参照して説明する。図６０に示されたフローは、図５９に示されたフローと類似するが、レーザ発射装置への充電のための充電電流値の設定方法が異なる。つまり図６０に示されたフローでは、ステップ３５０で、電池の残量に基づいて充電電流値を設定する。具体的な設定方法は前述のとおりであるが、基本的には、電池残量の割合が高いほど、高い電流値で充電する。
その他のステップは、図５９に示されたフローと同様である。
【産業上の利用可能性】
【０２７２】
本発明の血液検査装置は、皮膚を穿刺する手段としてレーザを用いているので、穿刺針の交換が不要であり、血液センサの交換も容易である。さらに、レーザ発射装置という電力消費の多い装置を用いているにもかかわらず、電源の管理が適切になされているので、電力不足により検査が不可能になりにくい。よって、医療分野における血液検査装置に適用することはもちろん、特に糖尿病患者などが使用する携帯用または家庭用の医療器具などに適用することができる。
【０２７３】
本出願は、２００６年３月２２日出願の出願番号ＪＰ２００６−０７８４１６，およびＪＰ２００６−０７８４２４に基づく優先権を主張する。当該出願明細書および図面に記載された内容は、すべて本願に援用される。
【図面の簡単な説明】
【０２７４】
【図１】従来の血液検査装置の一例を示す断面図
【図２】本発明の血液検査装置の第一の例を示す分解組立斜視図
【図３】本発明の血液検査装置の第二の例を示す分解組立斜視図
【図４】図３の血液検査装置の側面図
【図５】本発明の血液検査装置におけるレーザ発射装置の一例を示す外観斜視図
【図６Ａ】図５のレーザ発射装置の一構成例を示す断面図
【図６Ｂ】図５のレーザ発射装置の他の構成例を示す断面図
【図７】本発明の血液検査装置におけるレーザ発射装置の他の例を示す部分切欠斜視図
【図８】本発明の血液検査装置における血液センサの一例を示す断面図
【図９】本発明の血液検査装置における血液センサの他の例を示す断面図
【図１０】図９の血液センサの穿刺時の断面図
【図１１】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す断面図
【図１２】図８の血液センサの透視平面図
【図１３】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図
【図１４】本発明の血液検査装置における血液センサのさらに他の例を示す透視平面図
【図１５】図８の血液センサの分解平面図であり、図１５Ａはカバーの平面図、図１５Ｂはスペーサの平面図、図１５Ｃは基板の平面図
【図１６】本発明の血液検査装置における血液センサユニットとその近傍を示す断面図
【図１７】本発明の血液検査装置における血液センサユニットを当該血液検査装置に装着するためのガイド部の一例を示す要部展開正面図
【図１８】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの一例を示す斜視図
【図１９】図１８の血液センサユニットにおけるホルダの下端近傍の一構成例を示す要部断面図
【図２０】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍の他の構成例を示す要部断面図
【図２１】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの下端近傍のさらに他の例を示す要部断面図
【図２２】図１８の血液センサユニットの断面図
【図２３】本発明の血液検査装置における血液センサユニットの他の例を示す断面図
【図２４】本発明の血液検査装置における血液センサユニットのさらに他の例を示す断面図
【図２５】図２４の血液センサユニットの平面図
【図２６】本発明の血液検査装置におけるレーザ焦点からの穿刺対象の距離（Ｘ軸）とバーンパターン径（Ｙ軸）の関係を示すグラフ
【図２７】本発明の血液検査装置における負圧室および負圧経路の一例を示す要部拡大断面図
【図２８】本発明の血液検査装置における負圧室および負圧経路の他の例を示す要部拡大断面図
【図２９】図２７に示す負圧室の容積の説明図
【図３０】図２８に示す負圧室の容積の説明図
【図３１】本発明の血液検査装置における電気回路部のブロック図
【図３２】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の一例を示すフローチャート
【図３３Ａ】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の一例をより具体的に示す工程別断面図
【図３３Ｂ】図３３Ａに続く工程別断面図
【図３３Ｃ】図３３Ｂに続く工程別断面図
【図３３Ｄ】図３３Ｃに続く工程別断面図
【図３４】本発明の血液検査装置を用いた検査手順の他の例を示すフローチャート
【図３５】本発明の血液検査装置における負圧制御の一例を説明するための図
【図３６】図３５で説明される負圧制御による皮膚の盛り上がりの様子を模式的に示す図
【図３７】本発明の血液検査装置における負圧制御の他の例を説明するための図
【図３８】本発明の血液検査装置に含まれるレーザ穿孔装置の一例を示す分解組立斜視図
【図３９】本発明の血液検査装置におけるレーザ分岐制御の一例を示す図
【図４０】図３９のレーザ分岐制御を説明するための図
【図４１】図３９のレーザ分割制御に使用可能なキューブ状光学素子の斜視図
【図４２】図３９のレーザ分割制御に使用可能なキューブの一例を示す図であり、図４２Ａはレーザ光の分岐を三次元のイメージで示す図、図４２Ｂはその分岐を実現するキューブの一例を示す斜視図
【図４３】本発明の血液検査装置においてレーザ光を斜め方向から照射して穿刺する様子を示す図
【図４４】レーザ光の照射形のバリエーションを示す図
【図４５】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御の他の例を示す概略図
【図４６】本発明の血液検査装置におけるレーザパルス制御の一例を示す図
【図４７】図４６のレーザパルス制御による穿刺状態を示す断面図
【図４８】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４８Ａは回路図、図４８Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４８Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図
【図４９】本発明の血液検査装置におけるレーザ出力制御のさらに他の例を示す図であり、図４９Ａは回路図、図４９Ｂはフラッシュランプへの入力電流の時間変化を示す図、図４９Ｃはレーザ出力の時間変化を示す図
【図５０】本発明の血液検査装置の電源制御部の第一の例を示すブロック図
【図５１】図５０の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図５２】図５０の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図５３】図５０の電源制御部の制御手順の第三の例を示すフローチャート
【図５４】図５０の電源制御部の制御手順の第四の例を示すフローチャート
【図５５】本発明の血液検査装置の電源制御部の第二の例を示すブロック図
【図５６】図５５の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図５７】図５５の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図５８】本発明の血液検査装置の電源制御部の第三の例を示すブロック図
【図５９】図５８の電源制御部の制御手順の第一の例を示すフローチャート
【図６０】図５８の電源制御部の制御手順の第二の例を示すフローチャート
【図６１Ａ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、段階的に設定する方法を説明するグラフ
【図６１Ｂ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、連続的に設定する方法を説明するグラフ
【図６１Ｃ】電池の残量に基づいて、レーザ発射装置への充電のための充電量を、可変曲線にあわせて設定する方法を説明するグラフ
【図６２】充電量を変化させたときの、電池の電圧（Ｙ軸）と電池残量（Ｘ軸）との関係を示すグラフ
【図６３】本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御の他の例を示す図であり、図６３Ａは２分岐の場合を示す図、図６３Ｂは４分岐の場合を示す図
【図６４】図６３のレーザ分岐制御に用いられる光ファイバ方向性結合器の構成を示す概略図
【図６５】本発明のレーザ穿孔装置を含む血液検査装置におけるレーザ分岐制御のさらに他の例を示す図
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３Ａ】
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【図３３Ｂ】
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【図３３Ｃ】
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【図３３Ｄ】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【図４２】
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【図４３】
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【図４４】
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【図４５】
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【図４６】
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【図４７】
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【図４８】
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【図４９】
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【図５０】
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【図５１】
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【図５２】
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【図５３】
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【図５４】
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【図５５】
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【図５６】
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【図５７】
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【図５８】
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【図５９】
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【図６０】
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【図６１Ａ】
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【図６１Ｂ】
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【図６１Ｃ】
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【図６２】
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【図６３】
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【図６４】
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【図６５】
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【国際調査報告】
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