雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法
2023-07-28 02:57:41
專利名稱：雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法
技術領域：
本發明涉及利用雷射對皮膚進行穿孔的雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法。
背景技術：
一直以來，作為以血液的採取或者藥劑的投與為目的，在皮膚上穿開一 個小孔的技術，利用雷射對皮膚進行穿孔的技術為人們所知(例如，參照專利文獻1和專利文獻2)。若利用雷射則具有以下的優點無需以往通常所使 用的針的交換作業，並且與針相比可減輕穿孔時的疼痛。專利文獻1記載的雷射穿孔裝置如圖1所示，通過利用光學式光束分光 器3將從雷射箱1射出的雷射光線2進行分割，並同時或者幾乎同時地在皮 膚的所需區域內穿打多個孔。通過在皮膚上穿打多個孔，易於在穿孔後將藥 劑以膏霜或乳液、橡皮膏的形式適用於皮膚。專利文獻1:日本專利申請特開2004-195245號公報專利文獻2:日本專利申請特表2004-533866號7>才艮但是，在現有的雷射穿孔裝置中，因為在對所射出的雷射光線進行分割 時，分支為多個平行光，所以雷射光線的穿孔區域變大，有可能增大穿孔時 的疼痛。這是因為考慮便於穿孔後的藥劑投與而只以在皮膚上高效地穿開多 個孔為目的。在皮膚的穿孔裝置中，不限於使用針的情況，也包括在使用雷射的情況 下，如何減輕穿孔時的痛苦作為實際問題，是最重要的問題之一。在現有的 雷射穿孔裝置中，對於該點的考慮不夠充分，因此至今仍然廣泛地需求用於 減輕穿孔時的疼痛的方法。發明內容本發明的目的在於提供一種以簡單的結構能夠減輕皮膚穿孔時的疼痛 的雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線；以及雷射輸出控制單元，對所述雷射光源的雷射 輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多個激 光光線。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線；以及雷射輸出控制單元，對所述雷射光源的雷射 輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多個激 光光線，所述雷射輸出控制單元包括將從所述雷射光源射出的雷射光線分支 為多個光路的雷射光線分支單元，並將所述分支為多個光路的雷射光線向所 述同一穿孔位置集光。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線；以及雷射輸出控制單元，對所述雷射光源的雷射 輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多個激 光光線，所述雷射輸出控制單元包括對所述雷射光源進行脈沖控制的脈沖控 制單元，並將脈沖狀的雷射光線對所述同一穿孔位置多次照射。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線；以及雷射輸出控制單元，對所述雷射光源的雷射 輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多個激 光光線，所述雷射輸出控制單元包括改變從所述雷射光源射出的雷射光線強 度的控制電路，並將強度隨著時間而變小的雷射光線照射到所述同一穿孔位 置。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線；以及多個濾光片，其透過的光量各不同，所述多 個濾光片可選擇地設置在所述雷射光源的光軸上。本發明的雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，其採用的結構包括 雷射光源，射出雷射光線，所述雷射光源通過一個激發光源激發多個雷射結 晶而射出多個雷射光線。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，對雷射光源的 雷射輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多 個雷射光線。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，通過將從雷射光源射出的雷射光線分支為多個光路，並將被分支的雷射光線向同一穿孔位 置集光，來控制所述雷射光源的雷射輸出。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，通過對雷射光 源進行脈衝控制，並將脈衝狀的雷射光線對同一穿孔位置多次照射，來控制 所述雷射光源的雷射輸出。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，通過改變從激 光光源射出的雷射光線的強度，並將強度隨時間而變小的雷射光線照射到同 一穿孔位置，來控制所述雷射光源的雷射輸出。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，通過將透過的 光量各不同的多個濾光片可選擇地設置在雷射光源的光軸上，來控制所述激 光光源的雷射輸出。本發明的雷射穿孔方法，用於利用雷射對皮膚進行穿孔，通過由一個激 發光源激發多個雷射結晶而射出多個雷射光線，來控制雷射光源的雷射輸 出。根據本發明，能夠以簡單的結構減輕皮膚穿孔時的疼痛。
圖1是表示現有的雷射穿孔裝置中的多光束分光器的示意圖。圖2是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的第 一例的分解 結構立體圖。圖3是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的第二例的分解 結構立體圖。圖4是圖3的血液檢查裝置的側視圖。圖5是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射發射裝置的 一個示例的外觀立體圖。圖6A是表示圖5的雷射發射裝置的一個結構例的剖面圖。圖6B是表示圖5的雷射發射裝置的另一個結構例的剖面圖。圖7是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射發射裝置的另 一示例的局部剖面立體圖。圖8是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感器的一個示例的剖面圖。圖9是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液片企查裝置中的血液傳感器 的另一示例的剖面圖。圖IO是圖9的血液傳感器的穿刺時的剖面圖。圖11是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器的另一示例的剖面圖。圖12是圖8的血液傳感器的透視平面圖。圖13是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液;f全查裝置中的血液傳感 器的又 一 示例的透>^見平面圖。圖14是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器的再一示例的透^L平面圖。圖15是圖8的血液傳感器的分解平面圖，圖15A是蓋罩的平面圖，圖 15B是墊圈的平面圖，圖15C是基板的平面圖。圖16是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液^r查裝置中的血液傳感 器組件以及其附近的剖面圖。圖17是表示用於將包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血 液傳感器組件安裝到該血液檢查裝置的導向部的一個示例的主要部分展開 正面圖。圖18是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器組件的一個示例的立體圖。圖19是表示圖18的血液傳感器組件中的支架的下端附近的一個結構例 的主要部分剖面圖。圖20是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器組件的下端附近的另 一結構例的主要部分剖面圖。圖21是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器組件的下端附近的又一結構例的主要部分剖面圖。圖22是圖18的血液傳感器組件的剖面圖。圖23是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器組件的另 一示例的剖面圖。圖24是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的血液傳感 器組件的再一示例的剖面圖。圖25是圖24的血液傳感器組件的平面圖。圖26是表示從包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射焦 點到穿刺對象之間的距離(X軸)與燒灼圖形(burnpattern)直徑(Y軸) 之間的關係的圖表。圖27是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液;f企查裝置中的負壓室以 及負壓路徑的主要部分放大剖面圖。圖28是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的負壓室以 及負壓路徑的另 一示例的主要部分放大剖面圖。圖29是圖27所示負壓室的容積說明圖。圖30是圖28所示負壓室的容積說明圖。圖31是包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的電路部的方框圖。圖32是表示使用了包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的檢查 步驟的 一個示例的流程圖。圖33A是將使用了包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的檢查 步驟的 一個示例更具體表示的每個步驟的剖面圖。圖33B是繼圖33A之後的每個步驟的剖面圖。圖33C是繼圖33B之後的每個步驟的剖面圖。圖33D是繼圖33C之後的每個步驟的剖面圖。圖34是表示使用了包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的檢查 步驟的另 一示例的流程圖。圖35是用於說明包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的負壓 控制的一個示例的示意圖。圖36是表示基於圖35所說明的負壓控制的皮膚隆起的情形的模式圖。圖37是用於說明包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的負壓 控制的另一示例的示意圖。圖38是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中所包含的激 光穿孔裝置的一個示例的分解結構立體圖。圖39是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射分支 控制的一個示例的示意圖。圖40是用於說明圖39的雷射分支控制的示意圖。圖41是可用於圖39的雷射分支控制的立方體狀光學元件的立體圖。圖42是表示可用於圖39的雷射分支控制的立方體的一個示例的示意 圖，圖42A是以三維地示意表示雷射光線的分支的示意圖，圖42B是表示 實現該分支的立方體的一個示例的立體圖。圖43是表示在包括本發明的雷射穿孔裝置的血液^r查裝置中從傾斜方 向照射雷射光線而穿刺的情形的示意圖。圖44是表示雷射光線的照射形狀的變化的示意圖。圖45是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射輸出 控制的另一示例的簡略圖。圖46是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射脈沖 控制的一個示例的示意圖。圖47表示基於圖46的雷射脈衝控制的穿刺狀態的剖面圖。圖48是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射輸出 控制的另一示例的示意圖，圖48A是電路圖，圖48B是表示對閃光燈輸入 的輸入電流的時間變化的示意圖，圖48C是表示雷射輸出的時間變化的示意 圖。圖49是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射輸出 控制的再一示例的示意圖，圖49A是電路圖，圖49B是表示對閃光燈輸入 的輸入電流的時間變化的示意圖，圖49C是表示雷射輸出的時間變化的示意圖。圖50是表示本發明的血液檢查裝置的電源控制部的第一示例的方框圖。 圖51是表示圖50的電源控制部的控制步驟的第一示例的流程圖。 圖52是表示圖50的電源控制部的控制步驟的第二示例的流程圖。 圖53是表示圖50的電源控制部的控制步驟的第三示例的流程圖。 圖54是表示圖50的電源控制部的控制步驟的第四示例的流程圖。 圖55是表示本發明的血液檢查裝置的電源控制部的第二示例的方框圖。 圖56是表示圖55的電源控制部的控制步驟的第一示例的流程圖。 圖57是表示圖55的電源控制部的控制步驟的第二示例的流程圖。 圖58是表示本發明的血液檢查裝置的電源控制部的第三示例的方框圖。 圖59是表示圖58的電源控制部的控制步驟的第一示例的流程圖。 圖60是表示圖58的電源控制部的控制步驟的第二示例的流程圖。 圖61A是說明基於電池的餘量階段式地設定用於對雷射發射裝置充電的充電量的方法的圖表。圖61B是說明基於電池的餘量連續地設定用於對雷射發射裝置充電的 充電量的方法的圖表。圖61C是說明基於電池的餘量依照變化曲線設定用於對雷射發射裝置 充電的充電量的方法的圖表。圖62是表示在改變了充電量時的、電池的電壓(Y軸)與電池餘量(X 軸)之間的關係的圖表。圖63是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射分支 控制的另一示例的示意圖，圖63A是表示兩分支情形的示意圖，圖63B是 表示四分支情形的示意圖。圖64是表示用於圖63的雷射分支控制的光纖定向耦合器的結構簡略圖。圖65是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置中的雷射分支 控制的再一示例的示意圖。
具體實施方式
以下基於
本發明的雷射穿孔裝置。這裡，以將本發明的雷射穿 孔裝置適用到血液^^查裝置的情況為例來說明。另外，對各個附圖中共通的 部件附加相同的附圖標記，並適當地省略其說明。裝置整體圖一圖2是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的整體結構的第 一示例的分解結構立體圖。圖2所示的血液檢查裝置31的下殼體32的內部容納著雷射發射裝置 33、由吸引泵(負壓泵)34a、泵閥組件34b和大氣釋放開關34c構成的負 壓單元34、對電氣部件供電的電池35、安裝在這些部件上的電路部36、以 及安裝在電路部36上並如由液晶構成的顯示部37等部件。在容納有各個構件的下殼體32上覆蓋上殼體38從而構成裝置主體39。 在上殼體38上，在與顯示部37相對應的位置設置有透明的顯示窗38a。裝置主體39通過適配器40與血液傳感器組件44連接。適配器40的一 端為圓筒狀的支架，插拔自如地安裝有血液傳感器組件44。血液傳感器組件 44包括支架41以及安裝在支架41內部的血液傳感器42。設置在血液傳感器組件44的中央的窗43是用於使來自雷射發射裝置33的雷射發射口的激 光光線通過的部分。窗43可以為貫穿孔，也可以為由透過雷射光線的材料 形成的構件。裝置整體圖二圖3是表示包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置的整體結構的第 二示例的分解結構立體圖。圖4為其側-現圖。圖3以及圖4所示的血液才全查 裝置31a與圖2所示的血液檢查裝置31的不同之處在於具有可手動吸引的 手動泵作為構成負壓單元140的負壓泵。以下說明該不同之處。血液4企查裝置31a具有負壓單元140,其包括手動泵(負壓泵)141、以 及以手動方式驅動手動泵141的手動泵旋鈕142。大氣釋放開關144將在泵 閥組件143產生的負壓釋放到大氣。手動泵禱 組142呈弓形， 一方為支點軸(spindle)142a,另一方為作用部 142b (參照圖4)。手動泵旋鈕142能夠以支點軸142a為中心旋轉。作用部 142b將動力傳遞給手動泵141。患者可將手動泵旋鈕142與裝置主體39 — 並抓握，並使作用部142b上下運動。通過該上下運動，使手動泵141進行 動作而產生負壓。為了在確認皮膚隆起的同時，通過作用部142b的上下運動施加適當的 負壓，優選使血液傳感器組件44的封裝以透明構件形成，以便目視負壓室 60 (參照圖16等)的內部。既可以使血液傳感器組件44的封裝全都以透明 構件形成，也可以只使血液傳感器組件44的前端41h側(負壓室60側)以 透明構件形成。也可以在手動泵旋鈕142的被把持部142c上設置手指形狀 的凹凸以防滑。通過手動驅動負壓單元140，從而無需驅動負壓單元140的電源。因此， 能夠實現電池35的長壽命化，適於可攜式的血液檢查裝置。 關於雷射發射裝置(包含透鏡)的形式1包括本發明的雷射穿孔裝置的血液^r查裝置31和31a^f吏用雷射作為穿 刺皮膚的手段。當對皮膚照射雷射光線時，則皮膚的水份中的羥基吸收雷射 光線，瞬間產生熱量而氣化。此時周圍的細胞也一起氣化，從而在皮膚開孔。在血液檢查裝置31和31a中收納有雷射發射裝置33。圖5是血液檢查 裝置31和31a中所收納的雷射發射裝置33的外觀立體圖。另外，圖6A以 及圖6B分別為雷射發射裝置33的剖面圖。在圖6A中，雷射結晶33d被配置在由設置了局部透鏡33f和全反射鏡33g的壁所圍繞的內部，但在圖6B 中，雷射結晶33d在兩個側面具有局部透鏡33f和全反射鏡33g,雷射結晶 33d被安裝在筒體33b的外壁和內部壁(隔板)上。也就是說，在圖6B中， 雷射結晶(雷射晶棒laserrod) 33d變長，伸長到內部壁(隔板)的前面。雷射發射裝置33包括振蕩管33a、以及與振蕩管33a的前方相連接的圓 筒狀的筒體33b。筒體33b的前方中央設置有雷射發射口 33c。振蕩管33a的內部容納有雷射結晶33d和使用了氙閃光燈(xenon flash lamp)的激發光源33e,所述雷射結晶33d為摻入了鉺(erbium)的Er: YAG (yttrium aluminum garnet, 4乙紹石才留石)或者4參入了4火(holmium )的Ho: YAG雷射結晶。振蕩管33a的一端安裝有局部透鏡33f (特別是圖6A)。局 部透鏡33f的透過率約為1%~ 10%即可。振蕩管33a的另一端安裝有99% ~ 100%的全反射鏡33g (圖6A和圖6B)。另外，也可以不使用局部透鏡33f 和全反射鏡33g而在雷射結晶33d的端面通過濺射等形成具有相同特性的 膜。筒體33b的內部安裝有凸透鏡(焦點透鏡)33h。凸透鏡33h將雷射集 光於血液傳感器42的面的附近(細節後述)。並按順序配置全反射鏡33g、 YAG雷射結晶33d、局部透鏡33f、透鏡33h以及雷射發射口 33c按照該順 序被配置。以下說明從雷射發射裝置33發射雷射光線的步驟。從激發光源33e發 射的激發光例如進入Er:YAG雷射結晶33d的內部，激發Er (鉺)離子從而 產生能量較高的狀態而成為反轉分布狀態，在全反射鏡33g、 YAG雷射結晶 33d、以及局部透鏡33f之間反射並諧振，同時被放大。Ho(鈥)的情況下 也同才羊。^皮》丈大的糹敫光光線的一部分通過感應發射(induced emission)而通 過局部透鏡33f。通過了局部透鏡33f的雷射光線通過透鏡33h從雷射發射 口33c放射。如後述那樣，從雷射發射口 33c放射的雷射光線穿刺(照射) 皮膚。關於雷射發射裝置的形式2圖7表示另一例雷射發射裝置。圖7所示的雷射發射裝置189將一個閃 光燈185作為激發光源，以激發光照射兩種雷射結晶。此時，從各結晶輸出 雷射光線。通過利用兩種結晶，能夠輸出雷射光線的強度以及波長不同的激 光光線。如圖7所示，雷射發射裝置189包括殼體188，呈將兩個截面為橢圓 形的筒體重疊的形狀；閃光燈185,其配置在殼體188的中央部並用於激發 雷射；以及第一結晶186和第二結晶187,分別配置在閃光燈185的兩側， 並用於雷射振蕩。橢圓形的殼體188有三個焦點。由於殼體188呈兩個橢圓 重疊的形狀，各個橢圓都有兩個焦點，但是因為配置得使其中的一個焦點為 共通的焦點，所以有三個焦點。在三個焦點中，在一個焦點配置第一結晶186， 在另一個焦點配置第二結晶187。然後，將閃光燈185配置在共有兩個焦點 的中央部。以一個閃光燈185能夠分別^Mv兩個結晶186和187都得到雷射光 線，因此能夠實現雷射發射裝置的小型化和廉Y介化。雖然雷射的輸出強度也與閃光燈185的發光強度成正比，但是也與結晶 186以及結晶187的體積正比。因此，若配置直徑相同但長度不同的兩個結 晶，則可用一個閃光燈185得到強度不同的兩個雷射光線。另夕卜，若使用相同體積的結晶，則可同時輸出相同強度的兩個雷射光線。 因此，即使不將雷射光線分支(參照圖40和圖41 ),也可以用相同強度的激 光光線穿刺皮膚。此時，就沒有了因分支的分光器和反光鏡所造成的能量損 失。若配置組成不同的兩個結晶(例如，波長2.94jam的Er: YAG雷射的 結晶以及波長1.06m m的Nd: YAG的結晶)，則可得到波長不同的雷射光線。 若使用不同波長的雷射光線照射到相同的位置，則可在皮膚產生深度不同的 損傷。例如，Er: YAG和Nd: YAG的羥基的吸收率不同。於是，可用吸收 率高的Er: YAG產生較淺的損傷，用吸收率低於Er: YAG的Nd: YAG產 生較深的損傷。當利用該性質，並同時照射兩個雷射光線，則能夠更有效地 在皮膚上產生損傷。在照射兩個雷射光線的情況下，優選稍稍給出一些時間 差，並按Er: YAG和Nd: YAG的順序照射。若使用雷射發射裝置189,則可選擇雷射光線的波長來使用。另外，若 利用光學系統使兩種雷射光線照射在相同的位置，則可提高輸出強度。包括本發明的雷射穿孔裝置的血液;險查裝置31和31a因為使用不與皮 膚接觸就可進行穿刺的雷射發射裝置33和189作為穿刺患者皮膚的裝置， 所以無需現有的血液檢查裝置所需的穿刺針。另外，因為利用與患者的皮膚 非接觸的穿刺裝置，所以很衛生。另外，穿刺針在每次檢查時都需要交換， 但是通過包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a的檢查則不需要該交換作業。進一步，在包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a中不 需要在使用針的穿刺中所需的使針運動的可動部件，因此可減少故障。另夕卜， 包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a所需的部件數量減少， 因此易於部件管理。另外，若在雷射發射口 33c的前面設置透明的防水壁， 則可對血液4企查裝置31和31a的整體進行完整清洗。關於血液傳感器包括本發明的雷射穿孔裝置的血液^r查裝置31和31a具有血液傳感器， 用於吸取從被穿刺的皮膚流出的血液，並檢查該血液成分等。 血液傳感器的第一示例圖8是血液傳感器的第一示例的剖面圖。如圖8所示的血液傳感器42 的外形呈圓形或者多角形。構成血液傳感器42的基體45包括基板46;粘 結在基板46的上面的墊圈47;以及粘結在墊圈47的上面的蓋罩48。在基體45的大約中央設置有血液的存儲部49。存儲部49是由設置在基 板46上的孔46a與設置在墊圈47上的孔47a連通而形成的。存儲部49朝 向下方具有開口，以採取來自皮膚的血液。存儲部49的容積並不特別限定， 例如設為0.904 iu L即可。供給路徑50的一端與存儲部49連接。供給路徑 50的容積並不特別限定，例如i殳為0.144 |i L即可。供給路徑50的內部配置 有鬥企測部51。存儲部49中所貯存的血液通過毛細管現象導入到供給路徑50,從而導 入到檢測部51。供給路徑50的另一端與空氣孔52連接。空氣孔52的直徑 設為50jnm 250jum左右即可。若縮小空氣孔52的直徑，則可抑制/人空氣 孔52的血液過多流出。另外，在皮膚與存儲部49貼緊的狀態下，空氣孔52 還作為對存儲部49內施加負壓的負壓路徑而發揮作用。在檢測部51上載置的試劑53根據檢查對象適當地調劑即可。例如，在 0.01 ~ 2.0wt%CMC ( carboxymethyl cellulose:羧曱基纖維素)水溶液中，分 別添加酶(PQQ-GDH)使其成為0.1 5.0U/傳感器、添加鐵氰化鉀(potassium ferricyanide)使其成為10~200mM、添加麥芽糖醇(maltitol) 4吏其成為1 ~ 50mM、以及添加牛黃酸(taurine)使其成為20-200mM，將添加並使它們 溶解而調配成的試劑溶液滴落在配置在基板46上的檢測部51上，使其乾燥 而得到試劑53。血液傳感器42的存儲部49由面49a (以下也稱為"頂面")進行封閉。若使所照射的雷射光線透過頂面49a,則優選使從雷射光線所穿刺的皮 膚流出的血液不從頂面49a流出。為了使雷射光線透過頂面49a，則將蓋罩 48以雷射光線可透過的材料(例如包括玻璃、聚醯亞胺(polyimide)等的塑料 或者樹脂類材料)形成即可。另外，所照射的雷射光線無法透過頂面49a的情況下，該雷射光線能夠 穿孔頂面49a即可。在雷射光線穿孔頂面49a的情況下，基板46、墊圏47 以及蓋罩48可以用相同的材料形成。在頂面49a上所形成的孔可以與空氣孔52 —起成為用於負壓單元4吏存 儲部49成為負壓的負壓i 各徑。血液傳感器的第二示例圖9是血液傳感器的第二示例的剖面圖。圖8所示的血液傳感器42的 存儲部49的頂面49a是被封閉的，但是圖9所示的血液傳感器103的存儲 部49的頂面是開》文的。在血液傳感器103的蓋罩48上形成有孔103b。優選孔103b的直徑(例 如l.Omm)小於存^f諸部49的直徑(例如2.0mm)，並大於空氣孔52的直徑 (50 |a m ~ 250 ia m )。孑L 103b優選位於存儲部49的頂面中央。雷射通過孔 103b穿刺皮膚。通過"i殳置孔103b，可抑制雷射的衰減。因此，能夠減小進 行照射的雷射的能量。孑L 103b可以與空氣孔52 —起成為用於負壓單元34和140使存儲部49 成為負壓的負壓路徑。如圖10所示，在孔103b的內側產生的血液16的表面張力抑制通過皮 膚穿刺所採取的血液16流向蓋罩上面。血液16遍布到存〗諸部49的內部。 因此，能夠採取適當量的血液16。貯滿了存儲部49的血液16通過毛細管現 象流入到供給路徑50。若使孔103b具有防水性，則血液16更不易從孔103b溢出。因此，血 液才全查裝置31和31a的內部不會被血液汙染。血液傳感器103的蓋罩48的材料可以使用聚對苯二曱酸乙二醇酯(PET: polyethylene terephthalate )等，也可以使用與基板46和墊圈47同樣的材料。 因此，易於管理材料。雷射光線通過存儲部49的孔103b，既可以使其通過孔103b的中心，也可以使其通過偏離孔103b中心的位置。例如，若使雷射光線從孔103b的中 心，從遠離供給路徑50的位置通過，則從皮膚13流出的血液16在確實地 貯滿存儲部49的內部之後，流入供給路徑50。從而，能夠進行高精度的測量。對於血液傳感器103而言，預先在存儲部49的頂面形成孔103b。因為 這樣預先形成有孔103b,所以無需將雷射的軸對準到應穿孔的地方。因此， 使得血液傳感器103向血液傳感器組件44的安裝變得容易。將孔103b縮小 為0.05 ~ 0.25mm左右即可，優選抑制來自穿刺孔的血液16的流出。包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a中的血液傳感器 42和103優選如圖8以及圖9所示，具有存儲部49和供給路徑50。供給路 徑50的內壁面優選具有親水性。這是為了使血液流暢地送入配置有#企測部 51的供給路徑50。另外，供給路徑50的內壁面的親水性優選比存儲部49 的內壁面的親水性強。這是為了使貯存在存儲部49的血液流暢地供給到供 給路徑50。進一步，包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a中的血 液傳感器42和103如圖8以及圖9所示，具有蓋罩48,蓋罩48形成存儲部 49的頂面。蓋罩48的上面48a和103a (雷射所照射的面)優選具有防水性。 另外，蓋罩48的上面48a和103a的防水性優選比存儲部49的內壁面的防 水性強。這是為了防止貯存在存儲部49的血液從形成在蓋罩48上的孔(激 光穿孔形成的孔或者孔103b)流出。血液傳感器的第三示例患者皮膚13的溼潤程度因環境而異。另一方面，利用雷射穿刺的皮膚13優選具有適當的水分。於是，優選 通過預先潤溼進行雷射穿刺前的皮膚13的附近，給予皮膚13適當的水分而 將溼潤程度保持一定。這是為了以穩定的條件進行測量。圖11表示在血液傳感器42 (詳細參照圖8)的與皮膚13抵接的下面一 側，設置了用於貯存水的水存儲部195的血液傳感器42a。圖11所示的血液 傳感器42a在雷射光線照射時，或者在雷射光線照射之前通過負壓單元34 和140使皮膚隆起時，水存儲部195破裂而對皮膚13灑上定量的水，從而 潤溼皮膚。水存儲部195為例如容納有水的PET等的塑料材料的容器，也可 為更柔軟的水嚢(bag)，還可以為滲入了水的海綿或者綿狀部件。但是，優選在通過雷射光線的透過部分196不配置水存儲部195。這是因為水會減少 雷射光線的強度。血液傳感器的透^L平面圖1圖12是血液傳感器42的透視平面圖。血液傳感器42配置有檢測電極 54 ~ 57,從存儲部49朝向空氣孔52依序為4企測電極57 ( Hct (血細胞比容) 極)、檢測電極56 (對極)、檢測電極54 (有效極)、檢測電極56 (對極)以 及檢測電極(檢測極)。檢測部51配置有檢測電極54 ~ 56。檢測電極54 ~ 57分別與連接電極54a~ 57a連接。連接電極54a~ 57a 延伸到基板46的外周。連接電極54a ~ 57a上分別設置有接觸部位54b ~ 57b。 另外，連接電極56a上除了設置有接觸部位56b還設置有接觸部位56c，形 成有兩個接觸部位。基準電極56d也可以設置在連接電極56a以外的連接電 極(54a、 55a以及57a)。接觸部位54b ~ 57b以及接觸部位56c在傳感器42的外周附近以大致相 等的間隔配置。各接觸部位54b ~ 57b以及接觸部位56c中，4妄觸部位56b與接觸部位 56c導通，而其它接觸部位之間絕糹彖。將接觸部位56c作為基準接觸部位，也就是作為基準電極56d使用，能 夠確定各個連接電極。也就是說，由電路部36 (參照圖2)測量相鄰的接觸 部位的絕緣電阻，將絕緣電阻為零的接觸部位確定為基準電極56d。以基準 電極56d為基準，按順時針確定連接電極56a、連接電極57a、連接電極54a 以及連接電才及55a。這樣，由於血液傳感器42具有基準電極56d,因此能夠確定各個連接電 極。因此，即使接觸部位(54b 57b和56c)任意地與設置在裝置主體39 上的五個連接器分別連接，也能夠使各個連接電極確定從而能夠測量。因此， 能夠使血液傳感器42 (或者包括血液傳感器42的血液傳感器組件44 )成為 對稱形狀，而隨意地安裝到裝置主體39上，安裝作業變得非常簡單。還可以在基板46的外周上設置定位凹部46c。在墊圈47和蓋罩48的各 自的外周上，與定位凹部46c對應地設置有定位凹部47c和48c。通過定位 凹部46c ~ 48c,能夠將血液傳感器42對準到血液傳感器組件44的規定位置 而安裝。血液傳感器的透視平面圖二圖13是圓形的血液傳感器的透視平面圖。圖13所示的血液傳感器101 與血液傳感器42 (參照圖12)的不同之處在於從連接電極56a通過規定 的圖形形成基準電極56d。以下以該不同之處為中心進行說明。在基準電極56d上設置有基準接觸部位56c。基準接觸部位56c以及接 觸部位54b~57b分別以相同的間隔被配置在外周附近。也就是說，由接觸 部位54b、 55b、 56b、 56c以及57b形成正五角形。連接電極56a與基準電極56d之間由使用雷射加工的圖形56e連接。通 過改變圖形56e的寬度，能夠改變接觸部位56b與基準接觸部位56c之間的 電阻值。基準電極56d成為確定連接電極54a~ 57a的位置的基準。基準電極56d可用於識別血液傳感器101的產品規格。例如，設定為 若圖形56e的電阻值為200歐姆~ 1000歐姆，則使用標準曲線1;若電阻值 為1000歐姆~ 2000歐姆，則使用標準曲線2;若電阻值為2000歐姆~ 3000 歐姆，則使用標準曲線3，自動地識別該傳感器的標準曲線，使用最佳的標 準曲線來測量血糖值。基準電極除了可用於標準曲線的自動識別之外，還可用於各種產品規格 的識別。例如，能夠像A公司規格、B公司規格那樣，用於出廠目的地的用 戶的識別。由圖形56e形成具有各種各樣的值的電感，將該電感連接到構成振蕩器 的諧振器，並根據該電感的值的不同來改變振蕩頻率，從而能夠持有各種各 樣的信息。通過設置基準電極56d，將血液傳感器組件44安裝到血液檢查裝置31 和31a時，即使以任意的角度安裝，也能夠確定各個連接電極54a 57a，所 述角度是以安裝方向為軸的旋轉角度。因此，在血液傳感器組件44的安裝 中，無需通過目視等對準安裝方向，從而易於安裝。血液傳感器的透^L平面圖3圖14是呈四角形的血液傳感器的透視平面圖。雖然圖14所示的血液傳 感器102的外形為四角形，但是也可以為六角形或八角形等的多角形。使其 為四角形或者六角形，則可提高取材的出成率。另外，也可以如圖14所示 那樣，在四邊中的一邊設置與血液傳感器組件44之間的定位凹部102a而使 其成為非對稱形。凹部102a成為將血液傳感器102安裝到血液傳感器組件 44時的基準。另外，若將與凹部102a卡合的血液傳感器組件44側的凸部130f (參照圖25)作為基準，來進行與適配器40之間的定位，則即使不設 置基準電極56d也能夠確定連接電極54a ~ 57a的位置。接觸部位54b ~ 57b設置在四角形基板102b的各個角。在基板102b上 粘合有墊圈102c以及蓋罩102d。基板102b與基板46對應，墊圏102c與墊 圈47對應，蓋罩102d與蓋罩48對應(參照圖8)。血液傳感器的分解平面圖以下說明包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a所具備 的血液傳感器42 (參照圖8)的結構以及材料。圖15是血液傳感器42的分解平面圖。圖15A是蓋罩48的平面圖，圖 15B是墊圈47的平面圖，圖15C是基板46的平面圖。圖15C為構成血液傳感器42的、呈圓形的基板46的平面圖。基板46 的直徑約為8.0mm即可。基板46的材料為聚對苯二曱酸乙二醇酯(PET) 等的樹脂，其厚度約為0.075 ~ 0.250mm (例如為0.188mm)。在基板46的上面， 一體形成有檢測電極54 ~ 57,以及分別從各檢測電 極54- 57導出的連接電極54a-57a。檢測電極以及連接電極以金、白金、 或者鈀等作為材料，通過濺射法或者蒸鍍法形成導電層，並對其進行雷射加 工來形成即可。設置在基板46的大約中央的孔46a的直徑約為2.0mm即可。孔46a的 壁面優選具有比供給路徑50弱的親水性，或者具有比蓋罩48的上面48a弱 的防水性。孑L 46a優選從檢測電極54~57—側，利用凸模沖孔而形成。這是因為 從檢測電極54-57 —側衝孔，則不容易對檢測電極54 57造成損傷。另夕卜， 即使因為衝孔而在孔46a產生了毛刺(burr),該毛刺也朝向下方(皮膚一側)。 因此，可防止從存儲部49流出血液16。設置在基板46的外周上的用於定位 的凹部46c與在血液傳感器組件44的筒體41e上形成的用於定位的凸部41j (都參照圖16)咬合。因此，血液傳感器42的安裝到血液傳感器組件44 的位置被決定。圖15B是墊圏47的平面圖。墊圈47的直徑約為5.2mm即可。墊圈47 的材料為聚對苯二曱酸乙二醇酯(PET)等樹脂即可，其厚度約為0.025 -0.25mm (例如為O.lmm)即可。設置在墊圏47的大約中央的孔47a的直徑為2.0mm，而且設置在與基板46上的孔46a對應的位置。孔47a的壁面優選具有比供給路徑50弱的親 水性，或者具有比蓋罩48的上面48a弱的防水性。存儲部49由孔46a和孔 47a形成。從孔47a朝向外周方向形成狹縫(slit) 47b。狹縫47b成為血液的供給 路徑50。狹縫47b的壁面以及與其對應的基板46的上面也經親水化處理。 另外，狹縫47b的寬度約為0.6mm即可，長度約為2.4mm即可。其結果是， 供給路徑50的容量約為0.144 jn L 。因此，若減小供給路徑50的容量，則能夠以小容量的血液進行血液檢 查，從而患者的負擔也少，而且不會給患者帶來恐懼感。設置在墊圈47的外周上的用於定位的凹部47c被形成在與基板46上所 形成的用於定位的凹部46c對應的位置。圖15A是蓋罩48的平面圖。蓋罩48的直徑約為5.2mm即可。蓋罩48 的厚度約為0.050 ~0.125mm (例如0.075mm)即可。可將蓋罩48的材料設為不吸收雷射光線的材料。蓋罩48的材料例如包 括玻璃或聚醯亞胺等的塑料。若雷射光線不被蓋罩48所吸收，則能夠通過 存儲部49的頂面49a從而穿刺皮膚。頂面49a不會糹皮雷射光線穿孔，因此 血液不會從孔流出，從而血液16不會流入到裝置主體39的內部。蓋罩48的材料也可為吸收雷射光線的材料。在該情況下，蓋罩48由所 照射的雷射光線穿孔，或者在照射雷射光線之前，在蓋罩48上形成用於激 光光線貫穿的孔即可。空氣孔52與供給路徑50的前端部對應地設置。空氣孔52的直徑為50 ia m。形成基體45的上面的蓋罩48的上面48a (參照圖8 )優選經防水處理。 供給路徑50的頂面優選經親水處理。另外，存4諸部49的頂面49a優選經過 比供給路徑50弱的親水處理，或者經過比蓋罩48的上面48a弱的防水處理。為了減弱親水性，例如除去在疏水性材料上所施加的親水化材料，從而 增強疏水性即可。親水化材料的除去例如通過UV (紫外線)照射分解親水 化材料而進行。存儲部49的頂面49a可直接使用疏水性的材料。材料的防水化就是在該材料中混入防水化材料即可。或者，也可以在親 水性材料的表面塗抹適量的防水化材料。另外，為了調整防水性的程度，調 整所混入的防水化材料的量即可。血液傳感器42的各個構件的親水性或者疏水性可以如下所述進行調整。預先對蓋罩48的上面48a進行防水處理。另一方面，在蓋罩48的下面， 對整面進行親水處理。蓋罩48的下面中含有供給路徑50的頂面。接下來， 將基板46、墊圈47和蓋罩48粘結。在將它們粘結之後，從存儲部49的開 口照射短波長的UV,分解去除頂面49a的親水性材料。如上所述製造出的血液傳感器42,可使蓋罩48的上面48a具有防水性， 並且在供給路徑50的內面具有親水性。另外，存儲部49的內面可具有比供 給路徑50弱的親水性，或比上面48a弱的防水性。基板46的厚度(0.188mm)與墊圈47的厚度(O.lOOmm)以及蓋罩48 的厚度(0.075mm)之比為大約2.5: 1.3: 1。由此，在使血液傳感器42薄 型化的同時，還能夠形成可貯存足夠的血液的存儲部49。另外，基於墊圏 47的厚度(O.lOOmm )，還可充分得到供給路徑50的毛細管現象的效果。對於血液傳感器42而言，使存儲部49的容積(0.904 iaL)與供給^各徑 50的容積(0.144 )aL)之比為大約6:1即可，並沒有特別的限定。因此，不 會因為血液16不夠而造成檢查出現不正確的情況。而且，存儲部49的容積 相對於所需的供給路徑50的容積不會過大，也不會發生血液16大量流到供 給路徑50而沖走試劑53 (參照圖8 )的情況。因此，血液16的流動為控速 (rate controlling)狀態，試劑53的溶融性不會發生不均勻的情況，從而可 進行正確的血液16的檢查。而且，採取的血液16的量設定為用於血液16的糹企查所需的足夠的微小 容量，即只採取供給路徑50的容積的大約六倍的血液16。因此，可使患者 的負擔極小。考慮用於正確測量的血液16的採取量和減輕患者負擔的血液 16的採取量，存儲部49的容積優選為供給路徑50的容積的五倍以上並為七 倍以下。關於血液傳感器組件包括本發明的雷射穿孔裝置的血液^^查裝置31和3ia中的血液傳感器 42也可包含於血液傳感器組件44中。血液傳感器組件44可裝拆於裝置主體 39上，並為可交^:的構件。圖16是血液傳感器組件44及其附近的剖面圖。血液傳感器組件44由 支架41和安裝部41b構成為截面呈"H"形狀，其中，所述支架41為上下 方向都具有開口的圓筒形狀，所述安裝部41b被設置為塞入支架41內。支架41的材料優選為可注塑成型的樹脂，例如ABS樹脂(丙烯睛-丁二 烯-苯乙烯，Acrylonitrile Butadiene Styrene )和AS樹脂(苯乙烯-丙烯腈共聚 4勿，styrene隱acrylonitrile copolymer )、聚丙烯、聚乙烯、聚氯乙烯、聚只於苯二 曱酸乙二醇酯等的熱塑性樹脂、或者酚醛樹脂以及環氧樹脂、有機矽樹脂等 的熱固性樹脂等。在安裝部41b安裝有血液傳感器42。血液傳感器42也可拆卸。在圖16 中，血液傳感器42被安裝在安裝部41b的上側(雷射發射裝置33 —側)， 但是也可以安裝在安裝部41b的下側(被穿刺的皮膚13 —側)。在安裝部41b的中央優選與存儲部49對應地設置窗43。窗43的開口部 面積優選比存儲部49的開口部面積大。進一步，設置貫穿安裝部41b的上 側和下側的負壓路徑41c。負壓路徑41c例如設置在血液傳感器42的外周與 支架41的內周側之間即可。位於安裝部41b下側的筒體41d與皮膚13之間形成負壓室60。另外， 為血液傳感器組件44的安裝部41b上側的筒體41e的內壁卡止在適配器40 的外側。適配器40的內側設置有連接器61。連接器61包括各自獨立的多個(例 如五個)連接器61a 61f。若將血液傳感器44安裝到連接器40上時，則連 接器61a~ 61f分別與血液傳感器42的各接觸部位54b ~ 57b和56c相接觸。 連接器61a 61f的信號被導入到電路部36。設置在筒體41d的前端41h的第一皮膚接觸傳感器62 ^r測血液傳感器 組件44與皮膚13抵接。第一皮膚接觸傳感器62也通過配置在支架41內的 導體62a，與設置在適配器40上的連接部62c連接，進而與適配器40—側 的導體62b連接。導體62b淨皮導向電^各部36。優選在筒體41d的前端41h的互不相同的部位(在圖16中為通過筒體 41d的中心的直線上)，設置由多個(例如兩個)導體構成的第一皮膚接觸傳 感器62。通過測量第一皮膚傳感器62的兩個導體間的電阻值，來檢測與皮 膚13的抵接。因此，能夠^^測到皮膚13無空隙而可靠地與血液傳感器組件 44的前端抵接。優選在第一皮膚接觸傳感器62未檢測到皮膚的接觸時，使 雷射光線無法發射。第一皮膚接觸傳感器62也可以為機械式的微動開關 (microswitch)或者反射型的光學開關等。當從雷射發射裝置33發射雷射光線時，由雷射光線使皮膚13內的毛細血管造成損傷，從而血液16流出。流出的血液16貝i存到存儲部49。在血液傳感器組件44的筒體41d和適配器40上也可以i殳置易於血液傳 感器組件44安裝的導向部。圖17為用於引導血液傳感器組件44插入適配 器40的導向部63的主要部分展開正面圖。在筒體41d的內側形成有凸部41f， 在適配器40的外側形成有凸部40f。凸部41f以及凸部40f末端的前端部41g 以及前端部40g分別呈銳角。前端部41g和前端部40g彼此相對。由凸部40f 及其前端部40g以及凸部41f及其前端部41g形成導向部63。在將血液傳感器組件44插入到適配器40時，即使互相的位置有些偏離， 血液傳感器組件44也可沿著導向部63修改前進的途徑而^皮插入(參照箭頭 64)。其結果是，設置在適配器40上的連接器61a-61f與設置在傳感器42 上的接觸部位54b 57b以及56c的某個可靠地接觸。因此，可以無需考慮 以插入方向為軸的旋轉角度而插入血液傳感器組件44，從而使血液傳感器組 件44的安裝變得容易。圖18是血液傳感器組件的立體圖。對於圖18所示的血液傳感器組件110 而言，在沒有特別說明的情況下，使其為與血液傳感器組件44同樣的結構 即可。血液傳感器組件110為具有"H，，型截面的圓筒形。可在血液傳感器 組件110的支架110a的內側設置五個連接器111，用於將血液傳感器(血液 傳感器42、 101、 102和103中的任意一個都可以)的接觸部位的信號傳達 給電路部36 (其中，在為血液傳感器102的情況下四個即可)。連接器111 在支架110a的上端與適配器40連接，通過該適配器40導入到電路部36。也可以將連接器111設置在適配器上，使連接器111接觸血液傳感器組 件110的血液傳感器的接觸部位。血液傳感器42安裝在安裝部110b的背面(下端110h —側，也就是被 穿刺的皮膚所配置的一側)，其中，所述安裝部110b^皮:沒置為塞入支架110a 的開口。設置在安裝部110b的大約中央的窗110c與血液傳感器42的存儲 部49的位置對應地:沒置。雷射通過窗110c和存儲部49穿刺皮膚13。設置於安裝部110b上的空氣孔110cH皮設置在與血液傳感器42的空氣 孔52對應的位置。空氣孔110d用於使血液16流入到血液傳感器42的供給 路徑50，以及對存儲部49施加負壓而設置。利用與適配器40卡合的卡合部110e的彈性，使血液傳感器組件110與 適配器40相卡合。在支架110a上設置有彼此相對的兩個卡合部110e。卡合部110e,在其兩側形成狹縫而賦予彈性，並與支架110a—體形成。因此， 能夠以較低的價格製造卡合部110e。在安裝部110b的上面呈同心圓狀地設置有除臭構件存放處110f。除臭 構件被載置於除臭構件存放處110f。在進行了雷射穿刺的情況下，皮膚13 碳化而產生臭味，因此可利用除臭構件(除臭劑等)消除該臭味。另外，在 安裝部110b的上面呈同心圓狀地設置有血液積存處110g。因此，即使血液 16從血液傳感器103 (參照圖8 )的孔103b溢出，血液16也會停留在血液 積存處110g,/人而可以防止血液16弄髒血液;險查裝置31和31a的主體部分。圖19是表示支架110a的下端110h附近的一個結枸例的主要部分剖面 圖。下端110h的端部與患者的皮膚13相4氐4矣而形成負壓室60。下端110h 要求與皮膚13的貼緊性。於是，也可以使下端110h由尖端呈銳角的兩根同 心圓上的線110j形成。線110j通過線接觸與皮膚13可靠地抵接，因此可保 持負壓室60的密封性。線110j無需為兩根，也可以為一根或者兩根以上的 多根。另外，若將兩根同心圓上的線110j之間所形成的溝槽賦予毛細管功能， 則測量後的多餘的血液16會被所述溝槽吸引。從而，無需準備用於擦抹的 紙等。圖20是表示支架110a的下端110h附近的另一個結構例的主要部分剖 面圖。在下端110h形成由橡膠或矽膠、尿烷、海綿等彈性體構成的同心圓 狀的抵接部110k。因此，抵接部110k利用其彈性緊貼於皮膚13，從而可保 持負壓室60的密封性。為了增大與皮膚13之間的抵接面積，抵接部110k 的接觸面優選為平面。若以海綿等的具有吸水性的吸收構件來形成抵接部110k,則可在測定後 擦抹因穿刺而流出的多餘的血液16。因此，無需準備用於擦抹的紙等。另夕卜， 若在吸收構件中添加消毒藥劑則更衛生。皮膚13的溼潤程度因季節等外部環境而改變。因此，優選使要穿刺皮 膚13的附近的溼潤程度保持一定。因此，也可以在進行穿刺之前，通過預 先對皮膚13提供適量的水分而潤溼皮膚，從而以穩定的條件進行測定。於是，如圖21所示，也可以在血液傳感器組件110的支架110a的下端 110h的整個一周，設置含有水的水存儲部197，預先使穿刺部附近的皮膚13 浸溼水中之後再以雷射進行穿刺。7jc存儲部197為海綿等的具有彈性的多孔材料即可。圖22是血液傳感器組件110的剖面圖。如圖22所示，血液傳感器42 配置在血液傳感器組件110的安裝部110b的下面，並由安裝部110b保持。 利用負壓單元34、 140 (參照圖2和圖3等)使皮膚13隆起而與血液傳感器 42貼緊。血液傳感器42由安裝部110b保持，因此不易被貼緊的皮膚13弄 歪。連接器111與血液傳感器42的接觸部位54b-57b以及56c接觸。在支 架110a上優選設置與適配器40對應的導向部63 (參照圖17)。包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a具有負壓單元34 和140，負壓單元34和140使血液傳感器組件IIO的內部成為負壓。作為該 負壓3各徑，也可以在血液傳感器組件110的安裝部110b形成溝槽110f。溝 槽證自支架110a的安裝部■的外周側延伸到形成於安裝部110b的大 約中央的窗110e。當施加負壓時，溝槽110f也被變為負壓，從而使血液傳 感器42貼緊安裝部110b，而將負壓進行大氣釋放時，血液傳感器42則從安 裝部110b脫離。連接器111在接觸面111a與血液傳感器42接觸。連接器111內置於支 架110a中，插入到安裝部110b的一部分中而形成。由此，形成在血液傳感 器42的上面的連接電極的接觸部位與設置在連接器111上的接觸部(均未圖 示)連接。也可以在血液傳感器42的下面設置第二皮膚接觸傳感器110m。由此， 來檢測皮膚13通過負壓室60的負壓與第二皮膚接觸傳感器110m抵接。第 二皮膚接觸傳感器110m也可以例如由對電極構成。優選在第二皮膚接觸傳 感器110m未檢測出與皮膚之間的接觸時，使雷射無法發射。在檢測出所述抵接時，也可以停止由負壓單元34對負壓室60提供的負 壓。通過如此控制負壓單元34，可不浪費負壓電能而進行最佳的控制。進一步，還可以在支架110a的下端110h設置第一皮膚接觸傳感器62。圖23是其它的血液傳感器組件的剖面圖。對於圖23所示的血液傳感器 組件120而言，在沒有特別說明的情況下，使其為與血液傳感器組件110同 樣的結構即可。血液傳感器組件120與血液傳感器組件IIO的不同之處在於， 血液傳感器42載置於安裝部120b的上側，其中，所述安裝部120b形成為 塞入支架120a的開口。與電路部36相連接的連接器61與血液傳感器42的 接觸部位(54b ~ 57b以及56c )導通。截面形成為"H，，形狀的血液傳感器組件120的安裝部120b的上方空間 和下方空間通過負壓路徑120c連通。下方空間形成負壓室60。第一皮膚4妄 觸傳感器62設置在支架120a的下端120h。另外，雖然未圖示，也可以在安 裝部120b的下面設置第二皮膚接觸傳感器120m。若將血液傳感器42安裝在安裝部120b的上面，則可增大連接器61與 血液傳感器42的接觸部位(54b 57b以及56c )之間的接觸壓力。另夕卜， 易於將血液傳感器42安裝到安裝部120b。由血液傳感器42以及安裝部120b隔開的、裝置主體39 —側的空間(該 圖中的上部空間)和皮膚13 —側的空間(該圖中的下方空間)通過負壓^各 徑120c連通。當對皮膚13施加負壓時，可通過該負壓路徑120c使皮膚13 一側的空間成為負壓。另外，當將負壓進行大氣釋放時，空氣通過負壓路徑 120c迅速地流入到裝置主體39 —側的空間。因此，可防止吸入到血液傳感 器42的血液飛散到裝置主體39 —側。作為負壓路徑，也可以在安裝部120b的上側形成溝槽120f。溝槽120f 自支架120a的安裝部120b的外周側延伸到形成於安裝部120b的大約中央 的窗120e。若有溝槽120f，則無需設置貫穿安裝部120b的孔。圖24是又一個血液傳感器組件的剖面圖。對於圖24所示的血液傳感器 組件130而言，在沒有特別說明的情況下，使其為與血液傳感器組件44同 樣的結構即可。這裡，在血液傳感器130的安裝部130b的上面安裝傳感器 42。支架130a的下端130d的內徑比上端130c的內徑小。形成於安裝部130b下方的負壓室60的開口部130e的直徑優選為2~ 20mm，更優選為3-10mm,進一步優選為5 ~ 7mm。這是為了提高對要穿 刺的皮膚的負壓效率。另外，若使下端130d的外形小於上端130c的外形， 則可將多個血液傳感器組件130縱向層疊以高效地容納。 一般而言，血液傳 感器42需要一定程度的大小，因此有時難以縮小上端130c的外形。另外，在支架130a的內側向血液傳感器42方向突出設置的卡止凸部 130g,卡止血液傳感器42以防止其從支架130a脫落。圖25是血液傳感器組件130的平面圖。在血液傳感器組件130的支架 130a上形成有兩個凸部130f (大約120。的角度)，它們與血液傳感器42的 用於定位的凹部46c和47c (圖15參照)嵌合。通過支架130a的凸部130f 和血液傳感器42的用於定位的凹部46c，來確定血液傳感器組件130內的血液傳感器42的配置位置。恰當地配置了血液傳感器42的血液傳感器組件130 相對於適配器40可通過導向部63 (參照圖17)安裝到規定位置。這樣，血 液傳感器42的檢測電極54 ~ 57的信號可傳送到電路部36。凸部130f也可為一個，但是此時，優選採用可將血液傳感器42嵌入到 安裝部130b的構造。有關雷射的焦點包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a中，作為穿刺單 元利用雷射，在裝置主體39中容納有雷射發射裝置33 (參照圖2等)。所發 射的雷射光線通過焦點透鏡集光而照射皮膚13。在包括本發明的雷射穿孔裝 置的血液檢查裝置31和31a中，雷射光線優選例如在血液傳感器42的面的 附近集光。如上所述，被穿刺的皮膚13由負壓單元34和140吸引，貼緊血 液傳感器42,因此被集光於血液傳感器42的面的附近的雷射光線可高效地 穿刺皮膚13。雷射光線的焦點既可以在血液傳感器42的面上，也可以在比血液傳感 器42的面更靠近皮膚13 —側，或者在比血液傳感器42的面更靠近雷射發 射裝置33 —側。圖26表示利用雷射校正紙(alignment pape) (ZAP-IT公司 的Z-48),調查了 "燒灼圖形直徑(mm)" (Y軸)與"從雷射焦點到要穿刺 的對象(穿刺對象這裡是指雷射校正紙)之間的距離(mm)" (X軸)之 間的關係的結果。"燒灼圖形直徑"是指照射了雷射光線後所穿透的孔的直 徑。圖26是表示從本發明的血液檢查裝置中的雷射光線的焦點位置到穿刺 對象之間的距離(X軸)與燒灼圖形直徑(Y軸)之間的關係的圖表。在圖26所示的圖表的X軸上，雷射光線的焦點位置為"0"。負("-") 區域表示將穿刺對象位置設定在比雷射光線的焦點位置更靠近雷射發射裝 置33 —側的情形，正("+ ")區域表示將穿刺對象位置設定在比雷射光線 的焦點位置更遠離雷射發射裝置33 —側的情形。雷射的輸出強度為60mJ、 80mJ、 100mJ和120mJ的四種。輸出強度越 大則燒灼圖形直徑就越大，無論在哪個輸出強度下，從焦點到穿刺對象之間 的距離(X)與燒灼圖形直徑(Y)之間的關係都相似。在A區(將焦點調到穿刺對象的附近時)中，即使穿刺對象位置有些偏 離，但燒灼圖形直徑基本上不發生變化。因此，能夠可靠地進行穿刺。另一方面，在B區或者C區中，燒灼圖形直徑基於穿刺對象位置的偏離而大幅 地變化。這一點，對於與穿刺對象位置具有相對關係的雷射光線的焦點位置 也具有同樣的情形。也就是說，對於穿刺對象位置被固定的情況下等，在A區(將焦點調到 穿刺對象的附近時)中，即使雷射光線的焦點位置有些偏離，但燒灼圖形直 徑基本上不發生變化。因此，能夠可靠地進行穿剌。另一方面，在B區或者 C區中，燒灼圖形直徑基於雷射光線的焦點位置的偏離而大幅地變化。若雷射光線的焦點位置偏離以使得燒灼圖形直徑變大，則不會被穿刺而 提高安全性。例如，若將雷射光線的焦點位置調到B區，則只要穿刺對象位 置不接近雷射發射位置到規定位置，則不會被穿刺。也就是說，皮膚只要不 被負壓充分吸引而隆起，就不會被穿刺。另外，若將雷射光線的焦點位置調到C區，則穿刺對象位置比規定位置 更靠近雷射發射位置則不會被穿刺。也就是說，當皮膚被負壓過量地吸引而 隆起時也不會被穿刺。另外，將易於溶融的薄膜(film)等配置在血液傳感 器42的情況下，有時不將焦點調到血液傳感器42反而好。這是由於薄膜進 行溶解而使雷射的能量被消耗。因此，有時優選將焦點調到B區或者C區。關於負壓室包括本發明的雷射穿孔裝置的血液;險查裝置31和31a具有負壓單元34 和140，機械式吸引泵34a (圖2 )或者手動式吸引泵141 (圖3 )等作為負 壓單元34和140的構成要素容納在裝置主體39中。負壓單元34和使 負壓室60成為負壓，通過吸引並使作為被穿刺部位的皮膚13隆起，使其與 血液傳感器42貼緊。如上所述，負壓單元34包括吸引泵34a、泵閥組件34b以及大氣釋放 開關34c (參照圖2),負壓單元140除了泵閥組件143和大氣釋放開關144 之外，還具備手動泵141和手動泵旋鈕142而構成(參照圖3)。稱為"負壓 單元，，的技術用語，廣義來講，除了泵(吸引泵或者負壓泵)以及閥(負壓 閥或者釋放閥)等還包括負壓路徑等。另外，這裡，"對負壓單元進行驅動" 是指對泵以及閥進行驅動，"釋放負壓，，是指釋放閥而導入外氣壓(例如大 氣壓)。圖27以及圖28表示負壓室(吸引室)和負壓路徑。圖27表示負壓室 為最大時的負壓路徑，圖28表示負壓室為最小時的負壓路徑。以圖2的血液檢查裝置31為例進行說明，圖27所示的吸引室60a以及圖28所示的吸 引室60b都設置在裝置主體39的內部空間，且在比雷射發射裝置33的雷射 發射口 33c更靠近血液傳感器42 —側的空間。負壓室60泛指測定時皮膚13 與血液傳感器組件44相抵接而成為負壓狀態的空間，除了裝置主體39內的 吸引室60a和60b之外，還包括血液傳感器組件44的內部空間。負壓室60 (特別是吸引室60a和60b)如圖27和圖28所示，例如由泵34a吸引(及 被變為負壓)，由閥34b解除負壓。若縮小負壓室60,則產生負壓所需的能量就減少，而JU全查所需的時間 也縮短。因此，優選使包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a 的內部的負壓室60 (特別是吸引室60a和60b )通過設置在比雷射發射裝置 33的雷射發射口 33c更靠近血液傳感器42 —側的壁而^^皮隔開。具體而言，用於隔開吸引室60a和60b的壁(負壓用隔板或者隔壁)70 既可以配置在與雷射發射口 33c相同的位置，或者也可以配置在與焦點透鏡 33h相同的位置(即壁與焦點透鏡33h成為一體)，還可以使焦點透鏡33h 本身成為壁。圖27以及圖28分別表示的例子為後者的情況。另外，為了減 小負壓室60的容量，也可以使吸引室的形狀為錐狀(參照圖28的吸引室 60b)。在裝置主體39設置與吸引室60a和60b連通的負壓路徑71，該負壓 路徑71與泵34a的吸引口連接。如上所述，在血液傳感器42中設置有也 作為負壓路徑72發揮作用的存儲部49、供給路徑50以及空氣孔52。吸引 室60a和60b與血液傳感器42內的該負壓i 各徑72也連通。特別是在圖28 的結構例中，在裝置本機39進一步設置有連接吸引室60b和空氣孔52的微 細的負壓路徑73。負壓路徑72和73 (但是除去存儲部49的部分)為容積 幾乎為零的微細流路。在血液檢查裝置31和31a中，作為位於雷射光線80的路徑上的內部空 間，如圖29和圖30所示，可考慮大體分為三個內部空間V!、 V2以及V3。 內部空間V,為雷射結晶(雷射晶棒)33d的前面與焦點透鏡33h之間的空間。 內部空間V2為焦點透4竟33h與血液傳感器組件44內的血液傳感器42(或者 支架41)之間的空間，在圖27和圖28的結構例中，與裝置主體39內的吸 引室60a和60b相對應。內部空間V3為血液傳感器組件44內的血液傳感器 42 (或者支架41 )與皮膚抵接面74之間的空間，主要與血液傳感器組件44 的內部空間相對應。例如，焦點透4竟33h的直徑為(j) 5 ~ 15mm。 /人焦點透4竟33h到血液傳感 器42的距離為10~30mm。另外，從血液傳感器42到支架41的下面(= 皮膚接觸面)的距離為1.5~2mm,血液傳感器42和支架41的直徑為cf) 6 ~ 10mm。圖27所示的負壓室60由Vs和V3構成，使吸引室60a的容積為最 大時，實際上對裝置主體39的內部形狀而言，傾斜部分基本上沒有了， V2 部分可簡易地近似為圓筒形，V3部分也同樣地為圓筒形，因此可做成約為 5.5cc的容量(參照圖29的以虛線圈起的區域)。另外，圖28所示的負壓室 60也由V2和V3構成，但是使吸引室60b的容積為最小時，V2部分為圓錐 形，負壓路徑部分可忽視，V3部分與上述同樣，因此可做成約為0.45cc的 容量(參照圖30的以虛線圈起的區域)。關於電路圖31是電路部36的方框圖。在圖28中，54b 57b以及56c為形成於 血液傳感器42上的接觸部位。接觸部位54b ~ 57b以及56c通過連接器61a ~ 61f與切換電路71連接。切換電路71的輸出與電流/電壓變換器72的輸入 連接。電流/電壓變換器72的輸出通過模擬/數字變換器(以下稱為A/D變換 器)73，與運算部74的輸入連接。運算部74的輸出與由液晶形成的顯示部 37連接。另外，切換電路71與基準電壓源78連接。基準電壓源78也可以 為才妻i也電4立。控制部76的輸入輸出與切換電路71的控制端子、運算部74、穿刺按鈕 75、發送部77、計時器79、雷射發射裝置33、負壓單元34 (特別是吸引泵 34a)以及第一皮膚接觸傳感器62連接，另外還與未圖示的報警單元以及第 二皮膚接觸傳感器110m (參照圖22)連接。運算部74的輸出與發送部77 的輸入連接。負壓單元34(特別是泵閥組件34b)的吸引口通過負壓路徑71 被導入到負壓室60和血液傳感器組件44的內部。下面，-說明電3各部36的動作。在進行血液;險查之前，確定血液傳感器42的各4妄觸部位54b ~ 57b以及 56c是否與連接器61a 61f中的任意一個連接。首先，根據控制部76的指 令，確定連接器61a-61f中與相鄰端子之間的電阻為零的接觸部位56c。將 與確定出的接觸部位56c相連接的連接電極定為基準電極56d。將與接觸部 位56c連接的連接器61作為基準，依序確定為與連接電極56a、 57a、 54a 以及55a連接的連接器61。這樣，確定與各連接電極54a-57a連接的連接器61。然後進行血液檢查。首先，對切換電路71進行切換，將成為用於測量 血液成分量的有效極的檢測電極54，通過上述決定出的連接器61與電流/ 電壓變換器72連接。另夕卜，將成為用於檢測血液16的流入的衝企測極的檢測 電極54,通過上述決定出的連接器61與基準電壓源78連接。然後，在檢測電極54與檢測電極55之間施加一定的電壓。在該狀態下， 當血液16流入4企測單元51,則在檢測電極54與55之間有電流流動。該電 流由電流/電壓變換器72變換成電壓，該電壓值再由A/D變換器73變換成 數字值。該數字值被輸出到運算部74。運算部74基於該數字值檢測出血液 16充分i也流入。當經過了預先規定的時間後，在檢測部51仍未檢測出血液16時，或者 血液16的量不適當時，也可以使報警單元進行動作而發出報警的同時將處 理的內容顯示於顯示部37。接下來，進行作為血液成分的葡萄糖的測定。有關葡萄糖成分量的測定， 首先根據控制部76的指令，對切換電路71進行切換，將成為用於測定葡萄 糖成分量的有效極的檢測電極54通過接頭61與電流/電壓變換器72連接。 另夕卜，將成為用於測定葡萄糖成分量的對極的^r測電極56通過連接器61與 基準電壓源78連接。例如，在使血液中的葡萄糖與其氧化還原酶反應一定時間的期間，可以 關閉電流/電壓變換器72以及基準電壓源78。然後，在經過一定時間(1-10秒)以後，根據控制單元76的指令，對檢測電極54和檢測電極56之間 施加一定的電壓(0.2~0.5V)。然後，將流動在檢測電極54和檢測電極56 之間的電流通過電流/電壓變換器72變換為電壓。該電壓值再由A/D變換器 73變換為數字值。該數字值輸出到運算部74。運算部74基於該數字值求出 葡萄糖成分量。在測定了葡萄糖成分量之後，進行Hct (血細胞比容)值的測定。 首先，根據來自控制部76的指令對切換電路71進行切換。將成為用於 測定Hct值的有效極的檢測電極57通過連接器61與電流/電壓變換器72連 接。另外，將成為用於測定Hct值的對極的檢測電極54通過連接器61與基 準電壓源78連接。接下來，才艮據控制部76的指令，對4企測電極57與4企測電極54之間施加一定的電壓(2V ~ 3V )。將流動在檢測電極57和檢測電極54之間的電流 通過電流/電壓變換器72變換為電壓。該電壓值再由A/D變換器73變換為 數字值。該數字值輸出到運算部74。運算部74基於該數字值求出Hct值。利用所得的Hct值和葡萄糖成分量，參照預先求出的標準曲線或者標準 表格，以Hct值校正葡萄糖成分量。校正後的結果顯示於顯示部37。另外，校正後的結果也可以從發送部77向注射胰島素(作為治療藥的 一例使用)的注射裝置發送。可以利用電波進行發送，但是優選利用對醫療 儀器無妨害的光通信進行發送。若基於發送到注射裝置的測定數據，注射裝 置能夠自動設定胰島素的劑量，則患者無需自己對注射裝置設定要投與的胰 島素的量，從而減輕麻煩。另外，因為能夠不通過人為手段對注射裝置設定 胰島素的量，所以能夠防止設定的差錯。以上說明了使用包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a 測定葡萄糖的例子，但是包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和 31a也適用於對葡萄糖以外的血液成分(乳酸值或膽固醇等)的測定。測定步驟的流程1參照圖32說明^使用了圖2所示的血液檢查裝置31的血液檢查的流程。 首先，將血液傳感器組件44安裝到血液^^查裝置31 (步驟81)。在該 步驟81中，將血液傳感器組件44插入到適配器40。通過插入，使適配器 40的前端與血液傳感器組件44的安裝部41b抵接。血液傳感器組件44利用 其支架41的彈性與適配器40卡止。接下來，進行血液傳感器42的連接電極54a ~ 57a的確定(步驟82 )。 這裡，利用電路部36,根據相鄰的連接器61a 61f之間的電阻值確定基準 電極56d。然後，自確定出的基準電極56d按照順時針確定為連接電極56a、 57a、 54a和55a。這樣，以任意角度插入的血液傳感器組件44的血液傳感 器42的連接電極54a-57a通過步驟82被確定，其結果是，檢測電極54-57得到確定。接下來，將血液傳感器組件44的前端41h按壓患者的皮膚13並貼緊(步 驟83)。當第一皮膚接觸傳感器62檢測出皮膚13與前端41h的接觸時，則 負壓單元34的吸引泵34a動作而開始產生負壓。此時，可以通過控制部76 檢測施加給吸引泵34a的負載電流，並將其是否為可穿刺的負壓顯示在顯示 部37。也可以用計時器79計量從產生負壓開始到預先規定的時間來替代檢測負荷電流，並在顯示部37顯示是否可進行穿刺。另外，若設置有第二皮膚接觸傳感器150m，則可檢測通過負壓吸引的 皮膚13的隆起。也可以將該4企測顯示於顯示部37。這樣，當在進行雷射穿刺時對皮膚13施加負壓，則鬆弛的皮膚13成為 緊張狀態，因此即使由穿刺造成的損傷較小也可高效地採取血液16。於是， 可減輕給患者帶來的痛苦。另外，若通過負壓將皮膚13隆起到規定位置並 對位置進行規定(限制)，則能夠正確地對要照射的雷射光線進行集光。接下來，按下穿刺按鈕75 (步驟84)。穿刺按鈕75的信號在電路部36 得到確認。當電路部36驅動雷射發射裝置33,則雷射向皮膚13發射。若將 以雷射進行的穿刺電壓設為大約300V，則給患者帶來的痛苦會減少。接下來，進行採血(步驟85 )。將通過雷射進行穿刺而從患者的皮膚13 流出的血液16，貯存在血液傳感器42的存儲部49 (參照圖8等)。存儲部 49中貯存的血液16通過毛細管現象浸入到供給路徑50，並導入到檢測部51。 當被導入到檢測部51的血液16到達作為檢測極的檢測電極55,則判斷為得 到了測定所需量的血液16。可以此時停止負壓單元34,或者還可以由皮膚 接觸傳感器62檢測到皮膚的非接觸後停止負壓單元34。另一方面，當經過了預先規定的時間後在檢測部51仍未檢測出血液16 時，或者血液16的量不適當時(通過檢測電極54和檢測電極55之間的電 阻得出)，在使報警單元動作而發出報警的同時也可以將適當的處理內容顯 示於顯示部37。接下來，進行葡萄糖的測定(步驟86)。使血液中的葡萄糖與葡萄糖氧 化還原酶反應 一定時間後，將檢測電極54作為有效極，檢測電極56作為對 極，並對兩個^r測電極54和56之間施加電壓，由此進行葡萄糖測定即可接下來，進行Hct值的測定(步驟87)。若將檢測電極57作為有效極， 檢測電極54作為對極，並對兩個檢測電極54和57之間施加電壓，則可檢 測出依賴於Hct值的電流。基於該電流可以測定Hct值。最後，進行血液成分的校正(步驟88)。即，使用在步驟87檢測出的 Hct值，校正在步驟86所得的葡萄糖量。校正後，將該結果顯示於顯示部 37。通過以上步驟，血糖值測定完畢後，使用過的血液傳感器組件44被廢 棄。測定步驟的流程2圖33為更詳細地示意說明測定步驟的流程圖。在圖33中，步驟151表示將血液傳感器組件44安裝到血液^r查裝置31 的適配器40之前的狀態。步驟152表示沿著導向部63 (參照圖7 )將血液 傳感器組件44插入到適配器40的狀態。步驟153表示推壓連接器61使其 與傳感器42的接觸部位54b ~ 57b以及56c相抵接的狀態。接下來，轉移到步驟154，啟動血液檢查裝置31的主開關。這時，電路 部36自動才企測出基準電極56d,並確定檢測電極54 ~ 57。然後，顯示部37 顯示測定準備完畢。在步驟155中，使血液檢查裝置31具體而言使血液傳感器組件44的端 部與要穿刺的皮膚31抵接。在圖33中，對於步驟155以後，只表示血液傳 感器組件44,而省略血液檢查裝置31的裝置主體39。在步驟156中，使血 液檢查裝置31與患者的皮膚13抵接。第一皮膚接觸傳感器62檢測該與皮 膚13的抵接。當第一皮膚接觸傳感器62檢測出皮膚13,則轉移到步驟157。然後， 負壓單元34開始動作，如箭頭157a所示吸引負壓室60。吸引的結果是皮膚 13隆起。在手動式的負壓單元140的情況下(參照圖3),在顯示部37顯示 開始進行手動的旨意，並由患者開始手動泵旋鈕142的操作。當施加了負壓，則皮膚13如步驟158所示進一步隆起，與第二皮膚接 觸傳感器(皮膚接觸電極)110m抵接。液傳感器42的背面(參照圖22)，或者，當在血液傳感器組件44的上面安 裝了血液傳感器42的情況下，第二皮膚接觸傳感器110m形成於安裝部120b 的下面(參照圖23)。第二皮膚接觸傳感器110m檢測出皮膚13與血液傳感器42的接觸即可， 因此也可以使用光傳感器、機械開關或電阻檢測元件等來代替電極。在步驟159中，停止負壓室60的皮膚13的吸引。另外，在不具有第二 皮膚接觸傳感器110m的情況下，在從負壓單元34的動作開始經過了預先規 定的時間後，停止吸引即可。由電路部36的計時器79計量經過時間即可。接下來，轉移到步驟160，照射雷射光線而穿刺皮膚13。通過穿刺，血 液16從皮膚13流出。也可以當第二皮膚接觸傳感器110m檢測出皮膚13 時自動進行穿刺。另外，也可以通過在顯示部37顯示皮膚13的抵接，由患36者按下穿刺按鈕75 (參照圖29 )。在由患者自己按下穿刺按鈕75的情況下， 患者能夠有一個精神準備。流出的血液16如步驟161所示，貯滿存儲部49，並流入到供給路徑50。 血液16的流入通過由供給3各徑50產生的毛細管現象和利用負壓單元34的 從空氣孔52的吸引進行。如步驟162所示，血液16被導入到血液傳感器42的檢測部51。當檢測 出血液16流入到才企測部51，則停止負壓單元34的動作(步驟163 )。當血 液16到達傳感器42的檢測電極55 (參照圖6),則檢測出血液16的流入。 然後，操作大氣釋放開關34c而使負壓室60內成為外氣壓。接下來，如步驟164所示，使血液檢查裝置31離開皮膚13。當測定完 畢，則將其旨意顯示於顯示部37。然後，轉移到步驟165，將所採取的血液 16的測定結果顯示於顯示部37。測定步驟的流程3(具有認證步驟)在利用包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置進行血液檢查的流 程中，也可以包含對作為患者的使用者進行認證的步驟。因為是雷射設備， 所以考慮安全性而禁止未被許可的人使用。圖34表示包括認證步驟261的檢查流程。認證通過利用指紋、聲紋、 虹膜、靜脈圖形(vein patterns )等，識別患者是否為指定的被許可的人即可。當是被許可使用人時，進入步驟262。患者操作轉盤(dial)來設定穿刺 深度(雷射能量)。然後，轉移到步驟263，將具有血液傳感器42的血液傳 感器組件44安裝到血液傳感器31的適配器40。通過血液傳感器組件44的 安裝，裝置主體39的電源自動啟動，成為測定待機狀態。安裝血液傳感器 組件44的步驟263也可以在步驟261之前進行。雖然未安裝血液傳感器組 件44則無法進行測定動作，但是能夠進行測定結果的顯示等。接下來，進入步驟264。在步驟264中，通過第一皮膚接觸傳感器62(參 照圖16等)檢測血液傳感器組件44是否與皮膚13抵接。也可以通過血管 的有無的檢測、體溫的檢測、皮膚的電阻的檢測或脈搏的檢測來代替第一皮 膚接觸傳感器62。無論採用哪種檢測，為了安全，在檢測出與皮膚13抵接 的狀態下，進行步驟265以後的動作。在直到檢測出與皮膚13的抵接為止， 始終在步驟264待^L。當第 一皮膚接觸傳感器62檢測出皮膚後，在步驟265開始負壓單元34的動作。另外，同時開始雷射發射裝置33的驅動電壓充電。然後，進入步 驟266， 1 ~ 5秒間監測(monitor)流向負壓單元34的電流值。當電流ii發 生異常時，在顯示部37顯示該信息，並返回步驟264的前面。當電流值為正常的情況下，進入步驟267,判定負壓是否適當。負壓是 否適當的判定通過將流到負壓單元34的電流與預先規定的閾值比較而進行。 當達到一定的負壓壓力，則進入步驟268，許可雷射光線的發射。當負壓未 超過閾值的情況下，作為空氣洩漏(血液傳感器組件44與皮膚13的抵接不 良)，停止由負壓單元34進行的吸引，指示進行重試(retry )並返回步驟264 的前面。另外，若設置第二皮膚接觸傳感器110m (參照圖22)，則可4企測通過負 壓吸引的皮膚13的隆起。皮膚13適當地隆起而緊貼於血液傳感器42後， 許可雷射光線的發射。在步驟268中，發射雷射光線來穿刺皮膚13。然後，進入步驟269，將 通過穿刺而從皮膚13流出的血液16引入血液傳感器42。此時，繼續驅動負 壓單元34。接下來，進入步驟270,確認血液16是否被引入到血液傳感器42的檢 測部51 (參照圖8)。在穿刺後經過一定時間內(也存在2~ IO秒的情況)， 檢測血液16是否到達了檢測電極55。若在一定的經過時間內沒有檢測到血 液16時，則返回步驟264的前面再次進行穿刺。因此， 一旦經安裝了的血 液傳感器42不會未被使用就被浪費。因此，能夠迅速地進行再次穿刺。在檢測到血液16的情況下，進入步驟271，開始血糖值的測定。另夕卜， 在步驟271中，控制泵閥組件34b (參照圖2)，開始負壓對外氣的釋放。在 此時負壓單元34還在進行動作。這是為了利用負壓單元34在驅動時的聲音 或振動，使患者認知正在進行測定的事實，以使患者不會將血液檢查裝置31 從皮膚13摘下。通過這樣的考慮，能夠在血液成分的測定過程中，防止對 血液檢查裝置31施加振動或沖擊從而可進行穩定的測定。另外，也防止在 剛剛釋放了負壓之後，患者立即將裝置從皮膚13摘下，從而使血液16四處 飛散而汙染周圍。在步驟271結束了測定，則轉移到步驟272,將測定出的結果顯示在顯 示部37。然後，轉移到步驟273,停止負壓單元34 (特別是吸引泵34a以及 泵閥組件34b)(參照圖2)的驅動。之後，患者將血液鬥企查裝置31與皮膚13分開。接下來，轉移到步驟274，患者將血液傳感器組件44從血液檢查裝置 31的裝置主體39上卸下而廢棄。然後，轉移到步驟275,檢測血液傳感器 組件44的拆卸，並自動停止裝置主體39的電源。如上所述，在利用了血液檢查裝置31的血糖值的測定中，以血液檢查 裝置31與皮膚13的抵接為條件(邏輯"與"條件)來驅動雷射發射裝置33， 因此除了穿刺皮膚13以外，不會放射雷射光線，從而很安全。另外，在使用血液檢查裝置31之前，在步驟261進行使用者認證，只 有被許可的人才可以進行操作，而未被許可的人無法進行操作，因此很安全。因為血液檢查裝置31的電源自動啟動並且自動停止，所以操作變得很 容易，而且可抑制電池35的消費。雷射照射中負壓的控制包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31也可以在穿刺後多次間 斷地施加負壓。參照圖35以及圖36，說明施加負壓的定時及其作用。當第一皮膚接觸傳感器62檢測到皮膚13，則在時間166a負壓單元34 開始進行驅動(與圖33的步驟156對應)。負壓室60內被施加負壓，皮膚 13如狀態167a那樣緊張而隆起(與圖33的步驟157對應)。皮膚13隆起， 在時間166b與第二皮膚接觸傳感器110m抵接(與圖33的步驟158對應)。 在時間166b，皮膚13成為圖33所示的狀態167b。此時，停止施加給負壓 室60的負壓(與圖33的步驟159對應)。然後，在時間166c，穿刺皮膚13 (與圖33的步驟160對應)。此時，皮膚13成為狀態167c，血液16滲出。 然後，在短暫停止負壓的提供後，在時間166d的時刻，再次施加負壓。 通過負壓，如狀態167d那樣皮膚13的開口部擴大，血液16變得容易流出 (與圖33的步驟161對應)。這樣，間斷地施加負壓的理由之一，是為了擴大皮膚13的穿刺孔而易 於採取血液16。另外的理由是，由於若以較強的負壓一下子進行吸引，則血 液16會勢頭較猛地地流出，有時會過多地採血，這樣做也是為了防止該現 象的發生。因此，間斷地4吏負壓單元34進4亍動作以《吏血液16不會多餘地溢 出。這樣，在減弱吸引力而實現省電的同時，可採取適量的血液16。在得到 適量的血液16,結束了精密的測定之後，將血液檢查裝置31從皮膚13摘下 (與圖33的步驟164對應)。在測定結束的時間166e，使皮膚13如狀態169e所示那樣照原樣堵上由負壓擴大了的傷口 168。因此，傷口會及早恢復。因患者而異，有時即使進行雷射穿刺，血液16也較難從皮膚13流出。 在這樣的情況下，也可以相比於穿刺前的負壓壓力，增大穿刺後的負壓壓力， 而使血液16易於流出。對於負壓壓力的控制而言，因為最高到達壓(負壓) 為一定值，所以通過控制閥34b的閉鎖時間來進行。另外，也可以採用不進 行間斷的負壓驅動而是連續施加負壓的結構。另外，包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31也可以在穿刺的 前後，進行所謂的"搓揉動作"。參照圖37說明搓揉動作。例如以定電壓驅動泵(例如電動式吸引泵)34a,並使閥(例如電磁閥) 34b在規定的正時進行開閉，由此進行搓揉動作。在圖37所示的動作例中， 從第一皮膚接觸傳感器62檢測到皮膚13,而使負壓單元34開始驅動(開始 吸引)起，到進行利用雷射的穿刺為止的期間(期間92)，作為穿刺前的準 備進行揉開處理(穿刺前準備(揉開))；在由雷射進行了穿刺後，到檢測出 血液16已引入到血液傳感器42的檢測部51 (點滴到^r測)，從而閉鎖電義茲 閥34b為止的期間(期間93)，至少進行一次搓揉(穿刺後吸引)。在圖37 中，空氣壓的等級90為身體基本上感覺不到吸引的負壓等級(例如為-10kPa)，而空氣壓的等級91為以定電壓驅動泵34a時的最高到達壓(負壓) (例如為-70kPa)。引起搓揉動作的閥(電磁閥)34b的開閉動作以如下的 正時進行負壓室60內的空氣壓在等級90到等級91之間變化，並且該變 化的周期為比皮膚13對負壓的變化作出反應的最小時間長的時間(例如0.1 秒以上)。這樣的閥(電磁閥)34b的開閉動作在從吸引開始到點滴到檢測和 電;茲閥閉鎖為止的期間(電石茲閥開閉動作期間94)內進行。在點滴到糹企測後 閉鎖電磁閥是為了如上所述地擴大皮膚13的穿刺孔而易於採取血液16。當 進行血液16的採取，並結束測定後，則停止負壓單元34的驅動(泵吸引停 止以及閥釋放)。通過進行這樣的搓揉動作，使血管中的血液流通變好，血液16易於流 出。即，通過搓揉皮膚13,被穿刺部被加熱(血液流通變好)，與不搓揉的 情況相比能夠增加採血量。另外，搓揉動作還帶來減輕穿刺時的疼痛的效果。關於雷射穿孔裝置包括本發明的雷射穿孔裝置的血液;險查裝置31和31a包含圖38所示的 雷射穿孔裝置。該雷射穿孔裝置具有如下結構即從血液檢查裝置31和31a去除了血液傳感器組件44以及與該血液傳感器組件44有關的構件(例如與 血液傳感器42連接的連接器等)。該雷射穿孔裝置具有控制雷射發射裝置33 的雷射輸出的功能，以在一次的穿刺中對同一穿刺位置進行"分割穿刺"。 這裡，"分割穿刺"是指將一次的穿刺動作在空間或者時間上進行分割而進 行。具體而言，前者是將雷射光線分割為多個光路而進行穿刺動作的情況(激 光輸出的分支控制)，後者是將雷射光線分割為多次而進行穿刺動作的情況 (雷射輸出的脈衝控制)。雷射照射中的雷射光線的分支包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a也可以將從雷射 發射裝置33發射的一根雷射光線分支為多根而對皮膚13進行穿刺。在圖39 中，附圖標記"33"為雷射發射裝置，"13"為患者的皮膚。另外，附圖標 記"170a"、 "170b"和"170c"分別為分光器，對於入射光，使一半的光通 過，同時反射剩餘的一半的光而使入射光均等分配。該分光器170a、 170b 和170c由半反光鏡(halfmirror)形成。附圖標記"171a"、 "171b，，和"171c"分別為使入射的光全反射的全反 光鏡。該全反光鏡(以下簡稱為"反光鏡")171a、 171b和171c與分光器 170a、 170b和170c分別組成組。在圖39中，這些分光器170a、 170b和170c 以及反光4竟171a、 171b和171c相對於入射光^皮i殳定為^見定的角度，以對同 一照射位置177進行穿刺。從雷射發射裝置33射出的雷射光線172由分光器170a分支為雷射光線 173a和雷射光線173b。被分支後的雷射光線173b入射到反光鏡171a,由該 反光鏡171a進行全反射而成為雷射光線174。該雷射光線174由分光器170b 分支為雷射光線175a和雷射光線175b。被分支後的雷射光線175a直接穿刺 皮膚13的照射位置177。另外，由分光器170b分支的雷射光線175b經反光 鏡171b進行全反射而成為雷射光線175c,穿刺皮膚13的照射位置177。另一方面，通過了分光器170a的雷射光線173a由分光器170c ^皮分支 為雷射光線176a和雷射光線176b。被分支後的雷射光線176a直接穿刺皮膚 13的照射位置177。另外，由分光器170c分支的雷射光線176b經反光鏡171b 進行全反射而成為雷射光線176c，穿刺皮膚13的照射位置177。這樣，將一個雷射光線172分支為多個光i 各而穿刺皮膚13的照射位置 177,從而變成以輸出較小的雷射光線進行穿刺，所以能夠減輕疼痛。因此，能夠匯集雷射光線對皮膚13的內部的毛細血管進行穿刺。另外，如圖40所示，將反光鏡171c配置在比圖39所示的位置還遠的 情況下，由分光器170c分支的雷射光線176b經反光鏡171c全反射成為激 光光線176c而到達皮膚13的照射位置177為止的時間會變長。這樣，通過 將反光鏡配置在適當的位置上，能夠控制雷射輸出以使被分支的多個雷射光 線依次地照射在同 一照射位置。分光器170a、 170b和170c以及反光鏡171a、 171b和171c優選如圖41 所示，使用將長方體以對角線178a分割為兩個的立方體狀的光學元件178。 立方體狀的分光器170a、 170b和170c為在接合面(matching surface )粘結 了屈折率不同的反光鏡的分光器，立方體狀的反光鏡171a、 171b和171c為 粘結了全反射的面和全透過的面的反光鏡。這樣，形成為立方體狀的光學元 件178因為沒有透過光路的偏離和虛像(ghost)的發生，所以能夠對光路的 分割和屈折等的變更保持較高的精度。另外，還可以使分光器170a、 170b 和170c和反光鏡171a、 171b和171c的每一個都由一個立方體狀的光學元 件構成，或者使分光器170a、 170b和170c和反光4竟171a、 171b和171c中 的一部分由一個立方體狀的光學元件構成。說明例如由立方體狀的光學元件構成圖39和圖40所示的雷射分支的情 況。在圖39以及圖40中，以二維的示意圖表現了雷射光線172的分支，但 若將其以三維的示意表現，則如圖42A所示。如圖42A所示，從雷射發射 裝置33射出的雷射光線172先分支為多個光路，最後集光於一處的照射位 置177。圖42B表示一例實現該分支的立方體。在圖42B所示立方體179內， 分光器170a、 170b和170c以及反光鏡171a、 171b和171c 3皮分別固定配置 在規定的位置上。這樣，通過將用於雷射分支的分光器170a、 170b和170c 以及反光鏡171a、 171b和171c容納在立方體179內，可無需樣i細的定位， 而只要將立方體179配置在雷射的光軸上，即可使經分支控制的雷射光線照 射所需位置。作為雷射光線的分支方法，也可以利用光纖分支雷射光線。圖63A以及 圖63B表示通過光纖進行的雷射光線的分支方法。圖63A為通過分支光纜 421將來自雷射發射裝置33的雷射光線分支為兩個的情況。在該情況下，從 該兩分支光纜421向皮膚13的同一照射位置177照射經兩分支的雷射光線 422。兩分支光纜421包含有一個光纖定向耦合器423。另外，圖63B為通過分支光纜424將來自雷射發射裝置33的雷射光線分支為四個的情況。在 該情況下，從該四分支光纜424向皮膚13的同一照射位置177照射經四分 支的雷射光線425。四分支光纜424包含有三個光纖定向耦合器423。這樣， 使用光纖也能夠與圖39所示的情況同樣地使從雷射發射裝置33發射的一根 雷射光線分支為多根而對皮膚13進行穿刺。特別是在使用光纜的情況下， 雷射光線不會洩露到外部，因此與使用分光器的情況相比，非常易於操作。 圖64為表示光纖定向耦合器423的結構的概略圖。 一般而言，定向耦 合器為分支光的光學元件。光纖定向耦合器423通過將兩根光纖426的結合 部427的包層(glad) 428除去，而使芯絲(core ) 429互相接近而構成。在 光纖定向耦合器423中，當從其中一方的光纖426入射光時，在兩根的芯絲 429的接近部分通過光的幹涉效果，光也向另一方的芯絲429傳播，從而能 夠使光分支。圖65為作為利用光纖進行的雷射光線的分支方法，使用分支接頭(joint) 部430以及光纜431的情況。這裡，從雷射發射裝置33射出的雷射光線432 經由分支接頭部(T型分支)430分支為兩個。分支接頭部430例如內置三 角形的全反射鏡433 ，將雷射光線432分支為倒T字型。經分支的雷射光線 分別經由光纜431穿刺皮膚13的同一照射位置177。一般而言，當雷射光線照射皮膚13,照射部因吸收光而會引起急劇的溫 度上升。由於該溫度上升，血液16蒸發而將皮膚13頂起呈球嚢(balloon) 狀。然後，由於皮膚13的進一步頂起，皮膚13發生破壞從而血液16流出。 在血液16流出後，被雷射穿刺後的底面發生碳化而發出碳化臭。該碳化臭 由除臭劑進行除臭即可。該雷射發射裝置33中，設計為雷射對患者的皮膚13穿刺約0.5mm。此時，將雷射發射裝置33的雷射的種類設為Er: YAG或者二氧化碳氣 體即可，將波長區域設為2.7 ~ 3.5 " m或者6.5 ~ 10.5 ja m即可，將脈沖幅度 設為50~400iu s ，優選為200 |a s即可，將輸出設為300mJ ~ 3000mJ即可。 另夕卜，將照射(shot)直徑設為0.1mm ~ 0.5mm，將照射深度設為0.3 ~ 0.7mm 即可。另外，將充電電壓設為200-700V的範圍，優選為500V。該高電壓 通過利用電池將電荷充電(charge)在電容器後，將充電後的電荷一下子放 電而得到。雷射照射中的照射角度也可以利用一根雷射光線從相對皮膚13傾斜的方向進行照射而穿刺皮膚13。在圖43中，利用負壓單元34使血液傳感器組件44的負壓室60的內 部成為負壓，從而皮膚13隆起。相對於皮膚13的隆起的頂點180的切線方 向，以不到90度的角度照射雷射光線181。當如這樣以相對於切線方向不到 90度的角度照射雷射光線時，與從垂直方向照射雷射光線的情況相比，可從 相對毛細血管密集的面傾斜的方向照射雷射光線181。因此，雷射光線181 的單位面積的照射強度雖然變弱，但是使毛細血管損傷的機率增加。從而， 血液採取效率提高。因此，即使穿刺深度較淺也能採取足夠的血液16，從而 減輕給患者帶來的疼痛。另外，雷射光線181的照射形狀也可以不呈圓形，而如圖44所示那樣 呈橢圓形183或者長方形184。若將照射形狀設為橢圓形183或者長方形184， 則可增加雷射光線181損傷密集的毛細血管的機率，從而血液採取效率提高。 因此，即使穿刺深度較淺也能採取足夠的血液16，從而給患者帶來的痛苦較 少。在包括本發明的雷射穿孔裝置的血液檢查裝置31和31a中，即使只有 一個雷射發射裝置33，也可使雷射的輸出強度變化。如圖45所示，也可以在雷射發射裝置33與皮膚13之間，設置雷射的 透過的光量不同的多種濾光片，例如粘附了減光(ND: Neutral Density )濾 光片191a~ 191d的濾光板193。將濾光板193設置在雷射光線194的照射路 徑上。通過旋轉濾光板193，來控制照射在皮膚13的雷射光線194的光量。 通過控制雷射的光量能夠控制穿刺深度。由此，除了現有的為了控制雷射強度而使用的方法(在使用閃光燈的情 況下控制施加電壓，在使用半導體雷射的情況下控制電流)以外，還能夠使 用ND濾光片對雷射穿刺的輸出進行調整。因此，能夠對雷射輸出進行更加 微細的控制。進一步，作為不同的用途，當以施加給閃光燈的施加電壓來確定雷射的 輸出強度情況下，若使電壓變化，則電壓值的穩定性惡化，從而成為雷射輸 出發生變動的原因。為了解決這個問題，通過使用透過的光量不同的該ND 濾光片191a 191d，即使在使電壓固定，雷射光線194的輸出降低(變化) 了的情況下，也能夠將雷射的輸出保持為一定。因此，能夠得到穩定的雷射 輸出。雷射照射中的脈衝控制(時間分割)為了減輕穿刺時的疼痛，也可以分多次進行一定深度為止的穿刺。與使用320V左右的較大的脈沖作為充電電壓進行一次穿刺的方法相比，如圖46 所示，將雷射光線分割為198a、 198b和198c，分別使用210V左右的較小 的脈衝，以100 |a s lmsec的間隔(休止區間)多次進行穿刺。由此，如 圖47所示，能夠與各個脈沖198a、 198b和198c相對應地，對皮膚13分等 級199a、 19%和199c三個階段進行穿刺。此時，在100 |a s ~ lmsec的休 止區間對電容進行充電從而得到高電壓。根據該穿刺方法的控制， 一個脈沖穿刺皮膚13的深度較淺，所以能夠 減輕痛苦，並能夠穿刺到規定的深度為止。另外，在該情況下，重要的是將 脈衝198a、 198b和198c的間隔縮短到100|a s ~ lmsec,在血液16滲出之 前進行下一次穿刺。另外，作為為了減輕穿刺時的痛苦，將一定的深度為止的穿刺分多次進 行的其他的方法，對將雷射光線連續變化和分割照射的情況進行說明。在本 發明進行穿刺的對象，例如為手指指肚的皮膚。皮膚從表面開始依序由在外 部具有角質層的表皮以及存在痛點和毛細血管的真皮形成。因此，在提供了 以第一次或者幾次的照射只去除表皮的能量之後，以較小的能量穿刺真皮， 則可減輕痛苦。例如，在將摻入了鉺的Er: YAG作為材料，使用直徑cj) 2.5mm、長度 52mm的雷射晶棒(雷射結晶)33d的情況下，對進行一次穿刺時的閃光燈 (激發光源)33e充電的充電電壓，使用450V左右的較大的脈衝。用於引 起此時的動作的電路如圖48A所示，輸入到閃光燈33e的輸入電流如圖48B 所示，雷射的輸出如圖48C所示。在圖48A的電路圖中，若晶閘管(SCR1) 401被通電，則從觸發線圈 402輸出幾kV的升壓後的電壓，充填在閃光燈33e的氙氣^C離子化，電解 電容403的主放電開始，閃光燈33e發光。通過該閃光燈33e的發光，雷射 晶棒33d被激發，從而射出雷射光線。另外，附圖標記"404"為電阻(R1)。上述的情況為 一 次穿刺的情況。接下來，說明以電解電容一次的充電分為多次射出雷射光線的情況。此 時的電路圖、輸入到閃光燈33e的輸入電壓以及雷射輸出分別表示在圖49A、 圖49B以及圖49C。在分多次使閃光燈33e發光的情況下，在圖49A的電路圖中，當高電平 的信號輸入到大電流且切換速度快的電晶體(IGBT)411時，電晶體(IGBT) 411通電的同時閃光燈33e的負極與接地極連接，來自電解電容412的電壓 被施加到閃光燈33e，進而同時幾kV的升壓後的電壓/人觸發線圈413輸出。 由此，充填在閃光燈33e的氤氣被離子化，電解電容412的主放電開始，閃 光燈33e發光。接下來，當電晶體(IGBT) 411被輸入低電平的信號時，則 電晶體(IGBT)411關閉，停止施加到閃光燈33e的電壓。由此，閃光燈33e 的發光也停止，雷射的輸出也停止。通過重複該動作，能夠將雷射的輸出分 幾次進行。這裡，表示了分為兩次的情況。另外，附圖標記"414"為電阻 (Rl )。
根據圖49C可知，可以開始以較大的輸出進行照射，接下來以較小的輸 出進行照射。在使用本例所示的Er: YAG的雷射晶棒33d的情況下，用於 射出雷射光線的閃光燈33e的最低電壓為370V,所以需要將第二次的電壓 設定得比370V大，並縮短閃光燈33e的發光時間從而減小整體的能量。由 此，能夠分為等級199a和199b兩階段地對皮膚13進行穿刺(參照圖47 )。
根據該穿刺方法的控制，首先除去皮膚13的表皮，然後以較小的能量 挖開真皮，而使雷射光線不到達真皮的較深的地方，因此能夠在減輕疼痛的 同時穿刺到規定的深度。另外，以使血液16不滲出的形式對表皮進行穿刺。
關於電源控制
因為本發明的血液檢查裝置搭載著電能消耗較大的雷射發射裝置，所以 電源的管理很重要。在為使用電池作為電源的攜帶設備的情況下，因為容量 存在限制，所以電源的管理特別重要。
另外，在作為測定血糖值的與生命的安全關聯的裝置的情況下，需要避 免因電源耗盡而造成無法測定，在最壞的情況下也至少能夠進行血液檢查 (例如葡萄糖的測定)是很重要的。
本發明的血液檢查裝置優選具有電源控制電路，以對用於驅動包含在裝 置中的雷射發射裝置的電源、以及用於驅動電路部的電源的電源供給進行控 制。進一步，電源控制電路優選獨立地控制用於驅動雷射發射裝置的電源以 及用於驅動電^各部的電源。
"獨立地控制"是指根據電源(特別是電池)的餘量和電壓，決定是否 提供用於驅動雷射發射裝置的電能以及用於驅動電路部的電能，以及決定從哪個電源開始供給等。本發明的血液檢查裝置的電源優選包含電池電源。這是為了可以作為攜 帶設備能夠使用。電池電源既可以為一個，也可以為兩個以上。電池為二次電池或者一次電池，或者它們的組合。二次電池的例子包括 鋰離子電池、鋰聚合物電池、鎳氫電池以及鎳鎘電池等。 一次電池的例子包括鋰電池、錳電池、i威性電池以及氬氧化鎳電池(Oxyride dry-cell battery)等。本發明的血液檢查裝置的電源除了電池電源之外，還可以具有應急用電 源的連接接頭。這是為了在電池電源的電池被消耗的情況下，連接其他的電 源而使用血液檢查裝置。應急時的電源的例子，包含容易獲得的乾電池、個 人電腦等上使用的USB接頭、燃料電池、以及手動發電機(dynamo)等。 能夠容易連接這些電源。進一步，本發明的血液;險查裝置的電源除了電池電源之外，還可以具有 外部電源。在與外部電源連接的情況下，優選優先使用外部電源，將來自電 池的電能輸出停止，或者進行對電池的充電。血液檢查裝置也可以具有用於測定電池電源的電池餘量的電池餘量測 定電路。進一步，血液檢查裝置優選還具有比較部，用於對電池餘量測定電 路測定出的電池餘量和預先規定的值(電量)進行比較。這是為了把握電池 的餘量，判斷是否能夠進行雷射穿刺或者檢查。如上所述，在比較部存儲有預先規定的電量。預先規定的第一個電量為 規定次數的檢查(包括雷射穿刺和測定)所需的電量。將該值稱為第一餘量 閾值。當電池餘量低於第一餘量閾值的情況下，優選發出督促使用者進行電 池交換的警告(電池餘量警告)。第一餘量閾值根據所設計的電路適當地設 定即可，基本上設為固定值即可。預先規定的第二個電量為 一次的檢查(包括穿刺和測定等)所需的電量。 將該值稱為第二餘量閾值。若電池餘量大於等於第二餘量闊值，則判斷為至 少能夠進行一次檢查，從而可進行檢查。但是，如上所述，在電池餘量低於 第一餘量閾值的情況下，優選進行電池餘量警告。另一方面，若測定出的電池餘量低於第二餘量閾值，則無法進行通常的 檢查，因此優選禁止利用雷射的穿刺，並對使用者表示無法進行檢查(無法 使用顯示)。但是存在雖然無法由雷射進行穿刺，但可進行電能消耗較少的 測定程序的情況。因此能夠以雷射以外的手段進行穿刺，並進行測定。第二餘量閾值優選以在上 一 次的檢查中所消耗的電池的消耗量為基準 來設定。具體而言，第二餘量閾值優選為該消耗量與用於驅動測定用電路的 電量之和。因為電池的消耗量隨著雷射發射裝置的雷射輸出設定變更等發生 改變，所以在檢查中所消耗的電池的消耗量總是存儲最新的數據。這樣，第 二餘量閾值是可以變化的。
預先規定的第三個電量為，為雷射發射裝置充一次電所需的電量與用於 驅動測定用電路的電量之和。將該值稱為第三餘量閾值。在用於為雷射發射 裝置充電的電源與用於驅動電路的電源不同的情況下，使用第三餘量閾值作 為判斷在緊急時是否使用用於驅動電路的電源為雷射發射裝置充電的標準。 為雷射發射裝置充一次電所需的電量由雷射的激發用充電的電容的容量、充 電電壓、充電電流以及電池的內部電阻決定。
根據電池餘量的充電電流值的設定
另外，也可以基於由電池餘量測定電^^測定出的電池餘量，來設定用於
為雷射發射裝置充電的充電量。圖61A~圖61C表示根據電池餘量設定充電 量的例子。
圖61A為根據電池餘量(Y軸)的比例、分階段地改變充電電流的方法。 例如，若電池餘量為75 ~ 100% (第一區)，則將充電電流值設為最大值 (100%);若電池餘量為50~75%(第二區)，則將充電電流值設為最大值 的50%;若電池餘量為25 ~ 50% (第三區)，則將充電電流值設為25%。
圖61B為與電池餘量(Y軸)的比例成比例、連續地改變充電電流(X 軸)的方法。
圖61C為以電池餘量(Y軸)的比例的變化曲線為基準，連續地改變充 電電流(X軸)以成為與該曲線相反的可變曲線的方法。在圖61C中，進行 根據如下曲線的控制，即與"Y = X + a (a為偏移量)"的比例直線成對稱的 曲線。
本發明的血液;險查裝置優選具有用於測定電池電源的電池電壓的電池 電壓測定電路。進一步，血液檢查裝置優選還具有比較部，用於對電池電壓
若在電池中還剩餘用於檢查(穿刺與測定)所需的電量的情況下，仍然 對雷射發射裝置進行用於雷射穿刺的充電，則有可能出現電池電壓低於用於 驅動測定用電路部的電壓的情況。因此，有可能發生儘管存有測定所需的電池餘量，但卻無法進行測定的情況。於是，利用電池電壓測定電i 各來確認電 池是否輸出足夠的電壓。
如上所述，在比較部存儲有預先規定的電壓值。預先規定的第一電壓值 優選為比用於驅動測定用電路部的所需最低電壓高出 一定程度的電壓值。將 該電壓值稱為第一電壓閾值。設定第一電壓閾值為，即使由於對雷射發射裝 置進行充電而使電池的電壓下降，但電池的電壓也不會低於所需最低電壓。 因為充電所導致的電池電壓的下降程度，根據電池的性質不同而有所不同， 所以根據電池的性質適當設定第 一 電壓閾值。
當比較部判斷出在對雷射發射裝置進行充電之前電池電壓測定電路所 測定出的電池電壓低於第 一 電壓閾值時，優選以比通常的電流低的電流對激 光發射裝置進行充電。這是因為以低電流進行充電不容易使電池電壓下降。
圖62表示在改變了充電量時的、電池的電壓(Y軸)與電池餘量(X 軸)之間的關係。曲線410表示充電電流為零(無負載)時，電池的電壓(Y 軸)與電池餘量(X軸)之間的關係；曲線420表示充電電流為I時，電池 的電壓(Y軸)與電池餘量(X軸)之間的關係；曲線430表示充電電流為 I， ( 〉1)時，電池的電壓(Y軸)與電池餘量(X軸)之間的關係。由圖中 可知，相對於曲線410,在曲線420以及曲線430中電池電壓都下降。這是 電池內部的電阻(421以及431)引起的。
若將用於驅動測定用電路所需的電壓標準設為440，則在充電電流為I 的情況下(曲線420)，電池可驅動電路直到電池的餘量成為X2為止。另一 方面，在充電電流為I， ( 〉1)的情況下(曲線430)，電池只能驅動電路到 電池的餘量成為X1為止。這樣，降低充電電流，則可抑制電池電壓的降低。 電池電壓的降低較大，則如450所示，無法使用的電池能量增加從而不優選。
在比較部預先規定的第二電壓值大於等於第一電壓閾值，而且原本為足 夠餘量的電壓值。將該值稱為第二電壓閾值。例如為第一電壓閾值+ 0.5 ~ IV 左右。
在比較部判斷為在對雷射發射裝置進行充電之前電池電壓測定電路所 測定出的電池電壓高於第二電壓閾值時，優選以更高的充電電流對雷射發射 裝置進行充電。
本發明的血液檢查裝置具有顯示血液檢查的檢查結果的顯示部(參照圖 1 )。優選在顯示部顯示上述的電池餘量警告的顯示以及無法使用的顯示。電源控制部的第一例
圖50表示血液^r查裝置的第一例的電源控制部200-1。
在圖50中，與家庭用AC電源(作為外部電源的例子使用)連接的插
座201與AC適配器202連接。AC適配器202的輸出利用連接器能夠與電
源控制電路203的一個輸入插拔自如地連接。
電池210連接電池餘量及電池電壓測定電路212。電路212的第一輸出
與電源控制電路203連接，電路212的第二輸出與比較部211連接。 應急用電源的連接端子204與電源控制電路203連接。 在與AC適配器202連接時，電源控制電^各203進行控制以優先使用
AC適配器202電源而不使用電池210。檢測從AC適配器202輸出的電壓，
在才企測到該電壓被輸出時，則強制地停止來自電池35的供給，或者對電池
210充電。
電源控制電路203的第一輸出與電路部36a連接。電源控制電路203的 第二輸出與升壓電路205的輸入連接，升壓電路205的輸出與雷射發射裝置 33連接。
比較部211的第一輸出與電源控制電路203連接。比較部211的第二輸 出與升壓控制部208連接，升壓控制部208的輸出與升壓電路205連接。比 較部211的第三輸出與顯示控制部209連接，顯示控制部209的輸出與顯示 部37連接。
穿刺按鈕75與電路部36a的輸入連接，穿刺按鈕75的按下信號經由電 路部36a與升壓控制部208的輸入連接。應急按4醜207與升壓控制部208的 另一個輸入連接。電路部36a的輸出與顯示部37連接。
參照圖51說明圖50所示的電源控制部200-1的動作的第一例。在步驟 311啟動電源。轉移到步驟312,測定電池餘量。在步驟313，將測定出的電 池餘量與第一餘量閾值比較，在步驟314，將測定出的電池餘量與第二餘量 閾值比較。第一餘量閾值為規定次數的檢查(包括雷射穿刺和測定)所需的 電量，第二餘量闞值為一次的檢查(包括穿刺和測定等)所需的電量。
當在步驟313判斷出電池餘量大於等於第 一餘量閾值的情況下，轉移到 步驟318,對雷射發射裝置進行充電。
當在步驟313判斷出電池餘量小於第一餘量閾值、並在步驟314判斷出 電池餘量大於等於第二餘量閾值的情況下，則在步驟315顯示用於向使用者督促電池交換的電池餘量警告顯示，並且轉移到步驟318，對雷射發射裝置 進行充電。
當在步驟313判斷出電池餘量小於第一餘量閾值、並在步驟314判斷出 電池餘量也小於第二餘量閾值的情況下，則在步驟316在顯示部顯示用於向 使用者通知通常的檢查無法進行的無法使用顯示，並且在步驟317禁止對激 光發射裝置進行供電。
當在步驟318對雷射發射裝置進行了規定量的充電後，在步驟319發射 雷射而穿刺皮膚。在步驟321測定從穿刺後的皮膚流出的血液的成分，並顯 示所得的測定結果，然後結束血液檢查。
檢查後，在步驟322測定電池的餘量。在步驟323，求出在步驟312所 測定出的電池餘量與在步驟322所測定出的電池餘量之差，以求出本次電池 的消耗量。另外，在步驟323，求出本次電池消耗量與用於驅動測定用的電 路部的最低所需電量之和，以重新設定第二餘量閾值。在步驟324停止電源。
參照圖52說明圖50所示的電源控制部200-1的動作的第二例。在步驟 311啟動電源。在步驟331測定電池的電壓，在步驟332測定電池的餘量。
在步驟333,求出在步驟331所測定出的電壓與在上一次檢查的步驟347 (後述)所計算出的電壓下降值之差。另外，在步驟333，對該差值和用於 驅動測定用的電路部的所需最低電壓進行比較。
在步驟313，將在步驟332所測定出的電池餘量與第一餘量閾值進行比 較，在步驟314，將在步驟332所測定出的電池餘量與第二餘量閾值進行比 較。如上所述，第一餘量閾值為規定次數的檢查(包括雷射穿刺和測定)所 需的電量，第二餘量闞值為一次的檢查(包括穿刺和測定等)所需的電量。
當在步驟333判斷出所述差值大於等於所需最低電壓、並且在步驟313 判斷出電池餘量大於等於第一餘量閾值的情況下，則轉移到步驟341，以通 常的電流對雷射發射裝置進行充電。
當在步驟333判斷出所述差值大於等於所需最低電壓、在步驟313判斷 出電池餘量小於第一餘量閾值、並在步驟314判斷出電池餘量大於等於第二 餘量閾值的情況下，則在步驟315顯示用於向使用者督促電池交換的電池餘 量警告顯示，並且轉移到步驟341，以通常的電流對雷射發射裝置進行充電。
當在步驟333判斷出所述差值大於等於所需最低電壓、在步驟313判斷 出電池餘量小於第一餘量閾值、並在步驟314判斷出電池餘量小於第二餘量闞值的情況下，則在步驟316顯示用於向使用者通知無法進行通常的檢查的 無法使用顯示，並且在步驟317禁止對雷射發射裝置進行供電。
另一方面，在步驟333判斷出所述差值小於所需最低電壓的情況下，則 轉移到步驟335，顯示用於向使用者通知無法對雷射發射裝置進行通常的充 電(例如充電時間會變長)的無法進行通常充電顯示，並在步驟336在進行 檢查的情況下請求使用者按應急按鈕。
當在步驟336未按下應急按鈕的情況下，則轉移到步驟317，禁止對激 光發射裝置進行供電。
當在步驟336按下應急按鈕的情況下，則在步驟337以低於通常的電流 對雷射發射裝置進行充電。升壓控制部208進行用於充電的電流值的控制。 在步驟338,雷射發射裝置發射雷射穿刺皮膚，在步驟339,對從穿刺後的 皮膚流出的血液進行成分測定，並顯示測定結果。檢查後，在步驟348停止 電源。
另一方面，當在步驟341以通常的電流對雷射發射裝置進行了充電的情 況下，則在步驟342測定充電中的電池的電壓。在步驟343，從充電後的激 光發射裝置發射雷射而穿刺皮膚。在步驟344,測定從穿刺後的皮膚流出了 的血液的成分，並顯示測定結果。在步驟345，對測定後電池餘量進行測定。
在步驟346，求出在步驟332所測定出的電池餘量與在步驟345所測定 出的電池餘量之差，作為本次電池的消耗量。另外，在步驟346，求出本次 電池消耗量與用來驅動測定用的電路部的所需最低電量之和，以重新設定第 二餘量閾值。
另外，在步驟347，求出在步驟331所測定出的電壓與在步驟342所測 定出的電壓之差，作為電壓下降值。電壓下降值用於下一次檢查的步驟333 (前述)中。然後，在步驟348停止電源。
參照圖53說明圖50所示的電源控制部200-1的動作的第三例。在步驟 311啟動電源。轉移到步驟312,測定電池餘量。在步驟313，將測定出的電 池餘量與第一餘量閾值進行比較；在步驟314,將測定出的電池餘量與第二 餘量閾值進行比較。
如上所述，第一餘量閾值為規定次數的檢查(包括雷射穿刺和測定)所 需的電量，第二餘量閾值為一次的檢查(包括穿刺和測定等)所需的電量。
當在步驟313判斷出電池餘量大於等於第一餘量閾值的情況下，則轉移到步驟351，將在上一次檢查中用於對雷射發射裝置進行充電的充電電流值 (參照後續的步驟358 )設定為本次檢查中的充電電流值。當在步驟313判斷出電池餘量小於第一餘量閾值、並在步驟314判斷出 電池餘量大於等於第二餘量閾值的情況下，則在步驟315顯示用於向使用者 督促電池交換的電池餘量警告顯示，並且轉移到步驟351，將在上一次檢查 中用於對雷射發射裝置進行充電的充電電流值(參照後續的步驟358 )設定 為本次;險查中的充電電流值。當在步驟313判斷出電池餘量小於第 一餘量閾值、並在步驟314判斷出 電池餘量小於第二餘量閾值的情況下，則在步驟316顯示用於向使用者通知 無法進行通常的檢查的無法使用顯示，並且在步驟317禁止對雷射發射裝置 進行供電。在步驟352，才艮據在步驟351中所設定的充電電流值，進行對雷射發射 裝置的充電。在電池交換或電源種類變化的情況下，根據規定的充電電流值 進行充電。在步驟353，測定充電中的電池的電壓。在步驟354，對充電中 的電池的電壓和第一電壓閾值進行比較。在步驟356，對充電中的電池的電 壓和第二電壓閾值進行比較。如上所述，第一電壓閾值為比用於驅動測定用的電路部的所需最低電壓 高出一定程度的電壓值；第二電壓閾值大於等於第一電壓閾值，而且是原本 具有足夠餘量的電壓值。將該電壓值稱為第二電壓閾值。例如為第一電壓閾 值+ 0.5~ 1V左右。當在步驟354判斷出充電中的電池的電壓大於等於第一電壓閾值、並且 在步驟356判斷出充電中的電池的電壓小於等於第二電壓閾值的情況下，則 在步驟358，存儲此時的充電電流值作為用於下一次;險查的充電電流值(用 於下一次檢查中的步驟351 )。當在步驟354判斷出充電中的電池的電壓小於第一電壓閾值的情況下， 則在步驟355降低充電電流值。另一方面，當在步驟356判斷出充電中的電 池的電壓超過第二電壓閾值的情況下，則在步驟357加大充電電流值。在步驟359， A^雷射發射裝置發射雷射而穿刺皮膚。在步驟361，測定 從穿刺後的皮膚流出的血液的成分，並顯示測定結果。在步驟362,對檢查 完畢後的電池餘量進行測定。在步驟363，求出在步驟312所測定出的餘量 與在步驟362所測定出的餘量之差，作為本次電池消耗量。另外，在步驟363 ，將本次電池消耗量與用來驅動測定用的電路部的所需最低電量之和，作為第
二餘量閾值重新設定。在步驟364停止電源。
參照圖54說明圖50所示的電源控制部200-1的動作的第四例。圖54 所示的流程雖然與圖53所示的流程類似，但是用於對雷射發射裝置充電的 充電電流值的設定方法不同。即，在圖54所示的流程中，在步驟350，基於 電池的餘量設定充電電流值。具體的設定方法雖然與上述方法相同，但是基 本上電池餘量的比例越高，則以越高的電流值進行充電。
其他的步驟與圖53所示的流程同樣。
:說明電源控制部的第二例。
圖55表示血液檢查裝置的第二例的電源控制部200-2。
在圖55中，與家庭用AC電源(作為外部電源的例子使用)連接的插
座201與AC適配器202連接。AC適配器202的輸出利用連接器能夠與電
源控制電路203的一個輸入插拔自如地連接。
電池210a與電池餘量及電池電壓測定電路212連接。電路212的第一
輸出與電源控制電路203連接，電路212的第二輸出與比較部211連接。電
池210b與電路部36a連接。應急用電源的連接端子204與電源控制電路203連接。
在與AC適配器202連接時，電源控制電路203進行控制以優先使用 AC適配器202電源而不使用電池210a。檢測從AC適配器202輸出的電壓， 當檢測到該電壓被輸出時，則強制地停止來自電池35的供給，或者對電池 210a充電。
電源控制電路203的輸出與升壓電路205連接，升壓電路205的輸出與 雷射發射裝置33連接。
比較部211的第一輸出與電源控制電路203連接。比較部211的第二輸 出與升壓控制部208連接，升壓控制部208的輸出與升壓電路205連接。比 較部211的第三輸出與顯示控制部209連接，顯示控制部209的輸出與顯示 部37連接。
穿刺按鈕75與電路部36a的輸入連接，穿刺按鈕75的按下信號經由電 3各部36a與升壓控制部208的輸入連接。應急4姿4醜207與升壓控制部208的 另 一個輸入連接。電路部36a的另 一個輸出與顯示部37連接。
參照圖56說明圖55所示的電源控制部200-2的動作的第一例。圖56所示的流程與圖51所示的流程類似。但是，電源控制部200-2具有兩個電 池(210a以及210b),只有電池210a (雷射用電池)用於雷射發射裝置的充 電。因此，在步驟312',測定雷射用電池的電池餘量，在步驟313，，將步驟 312，所測定出的餘量與第一餘量閾值進行比較，在步驟314，，將步驟312， 所測定出的餘量與第二餘量閾值進行比較。
其他的步驟與圖51所示的流程的步驟同樣。
參照圖57說明圖55所示的電源控制部200-2的動作的第二例。圖57 所示的流程圖與圖56所示的流程圖類似，但是用於對雷射發射裝置充電的 充電電流值的設定方法不同。即，在圖57所示的流程中，在步驟350,基於 電池的餘量進行充電電流值的設定。具體的設定方法雖然與上述方法相同， 但是基本上電池餘量的比例越高，則以越高的電流值進行充電。
其他的步驟與圖56所述的流程同樣。
說明電源控制部的第三例。
圖58表示血液檢查裝置的第三例的電源控制部200-3。
在圖58中，與家庭用AC電源(作為外部電源的例子使用)連接的插 座201與AC適配器202連接。AC適配器202的輸出利用連接器能夠與電 源控制電路203的一個輸入插拔自如地連接。
電池210a與電池餘量及電池電壓測定電^各212a連接。電路212a的第 一輸出與電源控制電路203連接，電路212a的第二輸出與比較部211連接。 電池210b與電池餘量及電池電壓測定電路212b連接。電路212b的第一輸 出與電源控制電路203連接，電路212b的第二輸出與比較部211連接。應 急用電源的連接端子204與電源控制電路203連接。
電池212a與電池212b都與電源控制部203連接，因此用於雷射發射裝 置33的充電以及電路部36a的驅動。通常，電池212a對雷射發射裝置進行 充電，電池212b驅動電^各部36a。 <旦是，在電池212a的餘量不夠而無法對 雷射發射裝置進行充電、並且電池212b有足夠的餘量的情況下，作為應急 手段電池212b對雷射發射裝置進行充電。
在與AC適配器202連接時，電源控制電路203進行控制以優先使用 AC適配器202電源而不使用電池210a以及電池210b。檢測從AC適配器 202輸出的電壓，當4全測到該電壓被輸出時，則強制地停止來自電池210a 以及電池210b的供給，或者對電池210a以及電池210b充電。電源控制電路203的第 一輸出與電路部36a連接。電源控制電路203的 第二輸出與升壓電路205的輸入連接，升壓電路205的輸出與雷射發射裝置 33連接。
比較部211的第一輸出與電源控制電路203連接。比較部211的第二輸 出與升壓控制部208連接，升壓控制部208的輸出與升壓電路205連接。比 較部211的第三輸出與顯示控制部209連接，顯示控制部209的輸出與顯示 部37連接。
穿刺按鈕75與電路部36a的輸入連接，穿刺按鈕75的按下信號經由電 路部36a與升壓控制部208的輸入連接。應急4姿4醜207與升壓控制部208的 另一個輸入連接。電路部36a的輸出與顯示部37連接。
參照圖59說明圖58所示的電源控制部200-3的動作的第一例
圖59所示的流程與圖56所示的流程類似。但是，電源控制部200-3具 有兩個電池(210a以及210b),兩個電池都與電源控制電路203連接。基本 上，電池210a (雷射用電池)用於雷射發射裝置的充電，電池210b (系統 用電池)用於驅動電路部36a。但是，在電池210a的餘量不夠等的緊急情況 下，有時將電池210b也用於雷射發射裝置的充電。
與圖56所示的流程同樣，在步驟314，，對雷射用電池的餘量和第二餘 量閾值進行比較，當在判斷出雷射用電池的餘量少於第二餘量閾值的情況 下，則在步驟371，向使用者顯示雷射用電池無法使用的無法使用顯示。
在步驟372測定系統用電池的餘量。在步驟373，對在步驟372所測定 出的餘量與第三餘量閾值進行比較。將第三餘量閾值設定為用於發射雷射所 需的應對雷射發射裝置進行充電的電量與系統最低電量之和即可。
當在步驟373判斷出系統用電池的餘量小於第三餘量閾值的情況下，則 在步驟316,向使用者顯示用於通知無法進行檢查的無法使用顯示。並且， 在步驟317,禁止對雷射發射裝置進行供電。
另 一方面，當在步驟373判斷出系統用電池的餘量大於等於第三餘量閾 值的情況下，則在步驟374，顯示用於向使用者通知無法對雷射發射裝置進 行通常的充電(例如比通常需要更長的充電時間)的無法進行通常充電顯示， 請求使用者在儘管這樣還是想進行檢查的情況下，按下應急按鈕。
當在步驟375未按下應急按鈕的情況下，轉移到步驟317，禁止對雷射 發射裝置進行供電。另一方面，當在步驟375按下應急按鈕的情況下，則在步驟376,許可 使用系統用電池對雷射發射裝置進行充電，在步驟377，進行雷射發射裝置 的充電。為了避免系統用電池的電壓下降，在步驟377的充電優選以比通常 低的電流進行。升壓控制部208進行用於充電的電流值的控制。在步驟378，從雷射發射裝置發射雷射而穿刺皮膚。在步驟379，測定 從穿刺後的皮膚流出了的血液的成分，並顯示測定結果。在步驟381，顯示 用於向使用者督促系統用電池交換的系統用電池交換警告顯示。在步驟382 4亭止電源。參照圖60說明圖58所示的電源控制部200-3的動作的第二例。圖60 所示的流程圖與圖59所示的流程圖類似，但是用於對雷射發射裝置充電的 充電電流值的設定方法不同。即，在圖60所示的流程圖中，在步驟350，基 於電池的餘量設定充電電流值。具體的設定方法雖然與上述方法相同，但是 基本上電池餘量的比例越高，則以越高的電流值進行充電。其他的步驟與圖59所示的流程同樣。本發明引用了在2006年3月22日提交的特願2006-078415、同為2006 年3月22日提交的特願2006-078421、同為2006年3月22日提交的特願 2006-078423、同為2006年3月22日提交的特願2006-078426、以及同為2006 年3月22日提交的特願2006-078428的各個日本申請中所包含的說明書、 附圖以及說明書摘要中所公開的全部內容。工業實用性本發明的雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法，適於作為例如無論是血液的 採取或藥劑的投與等的目的，通過簡單的結構能夠減輕皮膚穿孔時的疼痛的 雷射穿孔裝置以及雷射穿孔方法。因此，當然能夠適用於醫療領域的血液檢 查裝置，還能夠廣泛適用於特別是糖尿病患者等使用的家庭用醫療器具等。
權利要求
1、一種雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，包括雷射光源，射出雷射光線；以及雷射輸出控制單元，對所述雷射光源的雷射輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射多個雷射光線。
2、 如權利要求1所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射輸出控制單元 包括雷射光線分支單元，將從所述雷射光源射出的雷射光線分支為多個光 路，並將所述分支為多個光路的雷射光線向所述同一穿孔位置集光。
3、 如權利要求2所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光線分支單元 由使入射光全反射的全反射鏡以及使入射光的 一 部分透過而使剩餘的入射 光反射的分光器組合構成，所述全反射鏡以及所述分光器相對於入射光被設 定為規定的角度，以使所述分支為多個光路的雷射光線向所述同一穿孔位置 集光。
4、 如權利要求3所述的雷射穿孔裝置，其中，所述全反射鏡以及所述 分光器相對於入射光被設定為規定的角度，並且被配置在基於光路長的規定 的位置上，以使所述分支為多個光路的雷射光線順序到達所述同一穿孔位置。
5、 如權利要求3所述的雷射穿孔裝置，其中，所述全反射鏡以及所述 分光器的至少一個由立方體狀的光學元件構成。
6、 如權利要求3所述的雷射穿孔裝置，其中，所述全反射鏡以及所述 分光器的每一個都由一個立方體狀的光學元件構成，或者所述全反射鏡以及 所述分光器中的一部分由一個立方體狀的光學元件構成。
7、 如權利要求2所述的雷射穿孔裝置，其中所述雷射光線分支單元利 用光纖構成。
8、 如權利要求2所述的雷射穿孔裝置，其中，所述被分支為多個光路 的雷射光線每個都具有相同的強度。
9、 一種雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，包括 雷射光源，射出雷射光線；雷射輸出控制單元，控制所述雷射光源，以使在一次的穿孔動作中，對 同 一穿孔位置多次照射雷射光線。
10、 如權利要求9所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射輸出控制單元 包括對所述雷射光源進行脈衝控制的脈衝控制單元。
11、 如權利要求10所述的雷射穿孔裝置，其中，由脈衝狀的雷射光線 進行的穿孔之間的l木止期間約為100 ju s -lms。
12、 如權利要求9所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射輸出控制單元 隨著時間間斷性地改變從所述雷射光源射出的雷射光線的強度。
13、 如權利要求9所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射輸出控制單元 包括改變從所述雷射光源射出的雷射光線強度的控制電路，並將強度隨著時 間而變小的雷射光線照射在所述同 一 穿孔位置。
14、 如權利要求13所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射輸出控制單 元對所述同一穿孔位置，首先照射可將皮膚的表皮除去程度的較大強度的激 光光線，其後照射可將皮膚的真皮除去程度的較小強度的雷射光線。
15、 一種雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，包括 雷射光源，射出雷射光線；以及多個濾光片，其透過的光量各不同，所述多個濾光片可選^^地設置在所述雷射光源的光軸上。
16、 如權利要求15所述的雷射穿孔裝置，其中，所述多個濾光片設置 在可旋轉的板上。
17、 如權利要求15所述的雷射穿孔裝置，其中，所述濾光片為減光濾 光片。
18、 一種雷射穿孔裝置，利用雷射對皮膚進行穿孔，包括雷射光源，射 出雷射光線，所述雷射光源通過一個激發光源激發多個雷射結晶而射出多個雷射光線。
19、 如權利要求18所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源包括 殼體，使各自具有橢圓形截面的第 一殼體部和第二殼體部共有彼此的一個焦點並一體構成；激發光源，其設置在所述共有的焦點處；第 一雷射結晶，其設置在所述第 一殼體部的另 一個焦點處；第二雷射結晶，其設置在所述第二殼體部的另一個焦點處。
20、 如權利要求19所述的雷射穿孔裝置，其中，所述第一雷射結晶以及所述第二雷射結晶具有相同的體積，並且輸出相同波長的雷射光線。
21、 如權利要求19所述的雷射穿孔裝置，其中，所述第一雷射結晶的 體積小於所述第二雷射結晶的體積，並且所述第一雷射結晶以及所述第二激 光結晶輸出相同波長的雷射光線。
22、 如權利要求19所述的雷射穿孔裝置，其中，所述第一雷射結晶以 及所述第二雷射結晶輸出互不相同的波長的雷射光線。
23、 如權利要求22所述的雷射穿孔裝置，其中，所述第一雷射結晶為 Er:YAG雷射結晶，所述第二雷射結晶為Nd:YAG雷射結晶。
24、 如權利要求23所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源對同一 穿孔位置，在從所述第一雷射結晶輸出了第一雷射光線之後，從所述第二激 光結晶輸出與所述第 一雷射光線波長不同的第二雷射光線。
25、 如權利要求1所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源使雷射光 線傾斜地照射皮膚。
26、 如權利要求9所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源使雷射光 線傾斜地照射皮膚。
27、 如權利要求15所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源使雷射 光線傾斜地照射皮膚。
28、 如權利要求18所述的雷射穿孔裝置，其中，所述雷射光源使雷射 光線傾斜地照射皮膚。
29、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，對雷射光源 的雷射輸出進行分割控制，以使在一次的穿孔動作中，對同一穿孔位置照射 多個雷射光線。
30、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，通過將從激 光光源射出的雷射光線分支為多個光路，並將被分支的雷射光線向同一穿孔 位置集光，來控制所述雷射光源的雷射輸出。
31、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，通過對雷射 光源進行脈衝控制，並將脈沖狀的雷射光線對同一穿孔位置多次照射，來控 制所述雷射光源的雷射輸出。
32、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，通過改變從 雷射光源射出的雷射光線的強度，並將強度隨時間而變小的雷射光線照射到 同一穿孔位置，來控制所述雷射光源的雷射輸出。
33、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，通過將透過 的光量各不同的多個濾光片可選擇地設置在雷射光源的光軸上，來控制所述 雷射光源的雷射輸出。
34、 一種雷射穿孔方法，利用雷射對皮膚進行穿孔，其中，通過由一個 激發光源激發多個雷射結晶而射出多個雷射光線，來控制雷射光源的雷射輸 出。
全文摘要
本發明提供雷射穿孔裝置，其能夠以簡單的結構減輕皮膚穿孔時的疼痛。在本裝置中，由分光器(170a、170b、170c)以及反光鏡(171a、171b、171c)將從雷射發射裝置(33)射出的雷射光線分支為多個光路，並穿刺皮膚(13)的同一照射位置(177)。因此，以輸出較小的雷射光線進行穿刺，從而能夠減輕疼痛。
文檔編號A61B5/15GK101404934SQ20078001019
公開日2009年4月8日 申請日期2007年3月22日 優先權日2006年3月22日
發明者三好浩二, 堀川清弘, 天野良則, 濱中健一, 秋山敏博, 西田毅 申請人:松下電器產業株式會社