电极针、生物体信息测定装置和液体供应装置的制作方法

本发明涉及电极针、生物体信息测定装置和液体供应装置。

背景技术：

现有技术中，胰脏的胰岛素分泌不正常的、特别是完全没有分泌胰岛素的糖尿病患者例如在一天中进行饭前和睡觉前的4次采血来测定血糖值。并且，糖尿病患者在血糖值高的情况下会进行胰岛素用药。

专利文献1中公开了一种连续且自动地测定糖尿病患者的血糖值的连续式葡萄糖监测装置。连续式葡萄糖监测装置称为CGM。在该CGM中酶反应被用于葡萄糖的测定。

另外，在专利文献2中披露了一种下述的插入皮下插入式器件的插入针，该插入针具备长方形的针主体和前端部，前端部具有使向皮下插入针成为可能的尖端和向前端倾斜的基本平滑的面，针主体具备沿着其局部的、能收容皮下插入式器件的至少一部分的细长的槽。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：特表2010-537732号公报

专利文献2：特表2005-520648号公报

专利文献1中使用了筒状的针。并且，针中设置有基板，基板上设置有多个电极。并且，将针插入患者的皮肤组织后，使基板留于皮肤组织而将针拔出。这样，由于在针中设置基板，因此针的外形大，将针插入皮肤组织时易给患者带来疼痛。另外，在专利文献2中，虽然具备向前端倾斜的平滑的面和细长的槽来将皮下插入式器件插入皮肤组织，但插入针的外形却仍然大，易于在插入时带给患者疼痛。

因而，希望有一种高精度地测定生物体内的信息并在插针时和拔针时不易使患者感到疼痛的电极针、使用了电极针的生物体信息测定装置和液体供应装置。

技术实现要素：

本发明是为解决上述技术问题的至少一部分而完成的，可作为以下的方式或应用例而实现。

[应用例1]本应用例所涉及的电极针其特征在于，是用于穿刺到生物体内的电极针，并具备：柱状或管状的芯部；形成于芯部的电极；用绝缘材料覆盖电极的绝缘部；以及电极窗部，所述电极窗部使电极或形成于电极上的传感层露出。

根据这样的电极针，具备：芯部；形成于芯部的电极；用绝缘材料覆盖电极的绝缘部；以及电极窗部，电极或传感层在电极窗部露出。由此，因为电极窗部以外的区域被绝缘部覆盖，所以在将电极针穿刺到生物体内进行使用的情况下，能降低电压的损失、噪声等，例如能准确地检测电流。由此，可实现能高精度地测定生物体内的信息的电极针。

[应用例2]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，电极窗部沿着电极针进行穿刺的穿刺方向呈矩形露出。

根据这样的电极针，由于电极窗部沿着电极针进行穿刺的穿刺方向呈矩形露出，因此在穿刺时能防止电极、感测层等的剥离。

[应用例3]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，芯部或绝缘部具备朝着电极窗部倾斜的倾斜面部。

根据这样的电极针，芯部或绝缘部具备朝着电极窗部倾斜的倾斜面部，由此能减轻进行电极针的插拔时的阻力。因而，能实现不易使患者感到疼痛的电极针。

[应用例4]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，传感层感测生物体内的信息。

根据这样的电极针，传感层能感测生物体的规定的成分并使电流流动。

[应用例5]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，电极针的最大截面直径为0.1mm以上且0.5mm以下。

根据这样的电极针，电极针的最大截面直径为0.1mm以上。需要注意的是，最大截面直径表示电极针的截面形状中直径最大的场所的直径。此时，由于电极针不会弯曲地刺入皮肤，因此能够使电极针不易折断。另外，电极针的最大截面直径是0.5mm以下。此时，由于电极针对痛点的刺激小，因此能够使患者不易感到疼痛。因而，能够实现不易折断且不易使患者感到疼痛的电极针。

[应用例6]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，电极窗部与倾斜面部所成的角度为90°以上且170°以下。

根据这样的电极针，电极窗部与倾斜面部所成的角度是90°以上且170°以下，由此能减轻进行电极针的插拔时的阻力，能顺利地进行插入和拔出。

[应用例7]优选地，在上述应用例所涉及的电极针中，电极针具备供液体流动的流路。

根据这样的电极针，由于具备供液体流动的流路，因此不仅能测定生物体内的信息，而且还具有作为注入针的功能。

[应用例8]本应用例所涉及的生物体信息测定装置的特征在于，具备：由上述任一电极针构成的第一电极针和第二电极针；以及检测第一电极针和第二电极针之间的电流的电流检测部，生物体信息测定装置测定生物体内的信息。

根据这样的生物体信息测定装置，具备第一电极针和第二电极针，并通过电流检测部检测第一电极针和第二电极针之间的电流，由此能测定生物体信息。需要注意的是，第一电极针和第二电极针分别插入不同的部位。因而，与使用如以往构成那样内含设置有第一电极和第二电极的基板的针时相比，能够缩小插入皮肤的第一电极针和第二电极针的最大截面直径。此外，最大截面直径越小，越不易刺激皮肤的痛点。因而，关于本应用例的生物体信息测定装置，即使为了测定生物体内的信息而将第一电极针和第二电极针插入患者的腹部等或从那拔出时，也能使患者不易感到疼痛。

[应用例9]优选地，在上述应用例所涉及的生物体信息测定装置中，生物体内的信息是关于葡萄糖的信息，第一电极针是具备包含酶层的传感层的工作电极，第二电极针是引导与第一电极针之间的电流的对电极。

根据这样的生物体信息测定装置，由于第一电极针是具备包含酶层的传感层的工作电极，因此葡萄糖与酶层发生反应而产生电流。并且，第二电极针成为引导其与第一电极针之间的电流的对电极。此外，由于葡萄糖浓度越高，越与酶层发生反应，因此电流量越多。因而，通过解析电流检测部检出的电流量而能准确地检出葡萄糖的浓度。

[应用例10]优选地，在上述应用例所涉及的生物体信息测定装置中，还具备作为参照电极的第三电极针，第三电极针用于检测流至第一电极针的电流的电阻。

根据这样的生物体信息测定装置，具备用于检测在第一电极针中流动的电流的电阻的第三电极针(参照电极)。在生物体中存在间质液。当间质液中包含的物质附着于第一电极针和第二电极针的表面而形成膜时，对流至第一电极针和第二电极针的电流施加的电阻增加。因而，通过使用参照电极检测电阻，从而能提高电流检测部中的电流值的测定精度。

[应用例11]本应用例所涉及的液体供应装置的特征在于，具备上述任一生物体信息测定装置，并且，第一电极针或第二电极针具有供液体流动的流路。

根据这样的液体供应装置，由于具备生物体信息测定装置(第一电极针(工作电极)和第二电极针(对电极))，从而能检测电流来测定生物体内的信息。另外，由于第一电极针或第二电极针具有供液体流动的流路，因此无需另外配备注入针即可使液体从流路中排出。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的液体供应装置以外，还能实现液体供应装置的简化，能够提高便利性。

[应用例12]本应用例所涉及的液体供应装置的特征在于，具备上述任一生物体信息测定装置，并且，第一电极针、第二电极针和第三电极针中的任一电极针或任意多个电极针具有供液体流动的流路。

根据这样的液体供应装置，由于具备生物体信息测定装置(第一电极针(工作电极)、第二电极针(对电极)和第三电极针(参照电极))，从而能检测电流来测定生物体内的信息。另外，由于在第一电极针、第二电极针和第三电极针中的任一电极针或任意多个电极针中具有流路，因此无需另外配备注入针即可使液体从流路中排出。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的液体供应装置以外，还能实现液体供应装置的简化，能够提高便利性。

[应用例13]优选地，在上述应用例所涉及的液体供应装置中，生物体内的信息是关于葡萄糖的信息，液体是胰岛素。

根据这样的液体供应装置，液体供应装置检测生物体内的葡萄糖并向生物体内供应胰岛素。因而，液体供应装置能根据生物体内的葡萄糖量供应胰岛素。

附图说明

图1是第一实施方式所涉及的测定装置的概略立体图。

图2是测定装置的概略立体图。

图3是用于说明第一电极针～第三电极针的示意性侧截面图。

图4是示意性示出第一电极针的概略侧视图。

图5A是示意性示出第一电极针的截面的截面图。

图5B是示意性示出第二电极针、第三电极针的截面的截面图。

图6A是示意性示出电极针的制造方法(准备工序)的概略侧视图。

图6B是示意性示出电极针的制造方法(研磨工序)的概略侧视图。

图6C是示意性示出电极针的制造方法(切削工序)的概略侧视图。

图6D是示意性示出电极针的制造方法(第一绝缘膜形成工序)的概略侧视图。

图6E是示意性示出电极针的制造方法(配线工序)的概略侧视图。

图6F是示意性示出电极针的制造方法(第二绝缘膜形成工序)的概略侧视图。

图6G是示意性示出电极针的制造方法(传感器形成工序)的概略侧视图。

图7是示意性示出形成于第一电极针的表面部的检测膜的结构的概略截面图。

图8是示意性示出测定装置的电路构成的框图。

图9是示出电流检测电路的构成的电路图。

图10是示意性示出第二实施方式所涉及的表面部的其它例的概略立体图。

图11是第三实施方式所涉及的测定装置的概略立体图。

图12是示出电流检测电路的构成的电路图。

图13是示意性示出第四实施方式所涉及的胰岛素供应装置的结构的概略立体图。

图14是示意性示出第一电极针的结构的概略侧视图。

图15是示意性示出第一电极针的结构的主要部分侧视图。

图16是示意性示出胰岛素供应装置的电路构成的框图。

图17是示意性示出第五实施方式所涉及的胰岛素供应装置的电路构成的框图。

图18是示意性示出第六实施方式所涉及的胰岛素供应装置的电路构成的框图。

图19是示出第七实施方式所涉及的胰岛素供应装置的结构的概略立体图。

图20是示意性示出第一电极针～第三电极针的结构的侧截面图。

附图标记说明

1：第一电极针；1a、2a：芯部；1b、1e：表面部；1c、1f：倾斜面部；2：第二电极针；3：第三电极针；10：检测膜；12、22：电极层；13、23：第二绝缘膜；14、24：绝缘部；15、15A、25：电极窗部；17：传感层；17B：作为感测层和酶层的检测层；56：作为电流检测部的电流检测电路；50、70：作为生物体信息测定装置的测定装置；80、90、91、92：作为液体供应装置的胰岛素供应装置；100、401：第一电极针；200、402：第二电极针；300、403：第三电极针；100a、401a：作为流路的孔部；α、β：表面部(电极窗部)与倾斜面部所成的角度；D、D1、D2：最大截面直径。

具体实施方式

以下，根据附图说明实施方式。

需要注意的是，各图中的各部件为了在各附图上是能辨别程度的大小，各部件按不同的比例尺进行了图示。

[第一实施方式]

在本实施方式中，根据附图说明作为测定葡萄糖值的生物体信息测定装置的测定装置50的特征例。图1、图2是第一实施方式所涉及的测定装置50的概略立体图。具体地说，图1是从表侧观察测定装置50的立体图。图2是从里侧观察测定装置50的立体图。

如图1所示，测定装置50的平面形状呈长方形的板状形状。将测定装置50的长边方向设为X方向，将厚度方向设为Z方向。并且，将与X方向和Z方向正交的方向设为Y方向。将测定装置50的+Z方向侧的面设为表面50a。在表面50a设置有显示部51和输入部52。显示部51显示测得的葡萄糖值。将LCD(Liquid Crystal Display：液晶显示器)、OLED(Organic light-emitting diode：有机发光二极管)等显示装置用于显示部51。

输入部52由按键开关、旋钮等构成。操作者操作输入部52来进行测定装置50的测定开始指示、测定间隔等的指示输入。进而，测定装置50具备扬声器53。扬声器53在测得的葡萄糖值比判定值高时进行警告。

如图2所示，将测定装置50的－Z方向侧的面设为背面50b。在背面50b设置有粘着片54。在将测定装置50的主体设置并固定于生物体的皮肤时使用粘着片54。测定装置50的主体通过粘着片54而贴附于被检体的皮肤。在背面50b的－X方向侧设置有作为工作电极的第一电极针1、作为对电极的第二电极针2和作为参照电极的第三电极针3。

第一电极针1～第三电极针3穿刺到被检体的皮肤而使用。第一电极针1～第三电极针3配置于等腰三角形的顶角的位置。并且，第一电极针1与第三电极针3的距离比第一电极针1与第二电极针2之间的距离短，并比第二电极针2与第三电极针3的距离短。

图3是用于说明第一电极针1～第三电极针3的示意性侧截面图。

如图3所示，在作为生物体的被检体60的表面，在表皮的下部配置有真皮(皮肤组织60a)，在皮肤组织60a的下部配置有皮下组织60b。皮肤组织60a的厚度约为2mm。第一电极针1～第三电极针3的长度约为5mm。在本实施方式中，第一电极针1～第三电极针3具有截面为圆形的柱状，前端构成为呈圆锥状变尖。第一电极针1～第三电极针3将皮肤面60c的对应的各个部位穿孔而插入(穿刺)到被检体60内。并且，第一电极针1～第三电极针3穿透皮肤组织60a而到达皮下组织60b。需要注意的是，皮下组织60b中充满间质液。

在第一电极针1的表面设置检测膜10，检测膜10作为与间质液发生反应的工作电极发挥功能。第二电极针2作为对电极发挥功能，第三电极针3作为参照电极发挥功能。并且，第一电极针1～第三电极针3构成检测在间质液中流动的电流的电极。第一电极针1和第二电极针2检测通过反应产生的电流。并且，在电极针的表面形成了蛋白质等的膜时，膜引起电阻。第三电极针3是用于检测由膜引起的电阻的増加的电极。

图4是示意性示出第一电极针1的概略侧视图。

如图4所示，第一电极针1具有截面为圆形的柱状，前端部变尖。另外，在第一电极针1上从中央朝着前端侧形成有后述的表面部(面部)1b，在该表面部1b设置有检测膜10。

第一电极针1的最大截面直径D是0.1mm以上。最大截面直径表示在第一电极针1的截面形状中直径最大的部位的直径。此时，第一电极针1能不易折断。另外，第一电极针1的最大截面直径D是0.5mm以下。此时，由于第一电极针1对痛点的刺激小，所以能使被检体60不易感到疼痛。因而，测定装置50的第一电极针1能够形成为不易折断、且不易使被检体60感到疼痛的电极。进而，优选第一电极针1的最大截面直径D是0.15mm以上、0.25mm以下。能够进一步地使第一电极针1形成为不易折断、且不易使被检体60感到疼痛的电极。需要注意的是，第二电极针2、第三电极针3的最大截面直径也与第一电极针1的最大截面直径D同样地构成。

图5A是示意性示出第一电极针1的截面的截面图。图5B是示意性示出第二电极针2、第三电极针3的截面的截面图。需要注意的是，图5B以第二电极针2为例进行了图示。

如图5A所示，第一电极针1的芯部1a的材质在本实施方式中使用了截面为圆形的作为金属的不锈钢(SUS)。在柱状的作为电极针的母材的芯部1a形成有削去侧面的一部分而成的表面部1b。在该表面部1b设置检测膜10。需要注意的是，由于芯部1a是具有导电性的不锈钢，因此在侧面形成第一绝缘膜11。另外，在第一绝缘膜11的外表面形成电极层12。并且，在电极层12的外表面且是表面部1b以外的侧面形成用绝缘材料进行覆盖的第二绝缘膜13。需要注意的是，第二绝缘膜13与以绝缘材料覆盖电极(电极层12)的绝缘部14对应。由此，在表面部1b的区域形成电极(电极层12)露出于外部的电极窗部15。此外，作为电极层12，在本实施方式中实施了镀铂(Pt)，但也可以镀金。此外，在电极窗部15形成检测膜10。后述关于检测膜10的详细内容。

如图5B所示，第二电极针2的芯部2a的材质也与第一电极针1同样地由不锈钢构成。另外，在芯部2a上与第一绝缘膜11同样地形成第一绝缘膜21。之后，在第一绝缘膜21的外表面形成电极层22。并且，在芯部2a周围使规定宽度W的区域2b露出，用绝缘材料覆盖其以外的区域而形成第二绝缘膜23。需要注意的是，第二绝缘膜23与用绝缘材料覆盖电极(电极层22)的绝缘部24对应。由此，在区域2b形成电极(电极层22)露出于外部的电极窗部25。此外，作为电极层22，在本实施方式中实施了镀铂(Pt)，但也可以镀金(Au)。铂的稳定性高且不易与间质液、氧反应而劣化。因而，第二电极针2能长期稳定地发挥功能。

第三电极针3与第二电极针2大致同样地构成。作为第三电极针3的电极层，在本实施方式中实施了镀铂(Pt)，但也可以在铂上层叠银(Ag)膜。需要说明的是，当在铂上层叠了银(Ag)膜的情况下，由于银在间质液中可逆地转变为银和银离子的形式，因此，通过利用该反应，银适合于第三电极针3的表面的成膜的检测。并且，作为使用了酶的葡萄糖检测用的参照电极发挥功能。更优选使银表面AgCl化。

作为第一电极针1～第三电极针3的芯部的材质，在本实施方式中使用了不锈钢，但也可以使用不锈钢以外的金属、硬质性树脂、合金、陶瓷等。需要注意的是，若是金属、合金的话，能使最大截面直径比硬质性树脂、陶瓷等的最大截面直径小。

测定装置50连续地进行间质液中的葡萄糖的检测。并且，测定装置50能够应用于连续地观察间质液中的葡萄糖值的CGMS(Continuous Glucose Monitoring System：动态血糖监测系统)。

接着，说明检测膜10中的葡萄糖的检测方法。检测膜10中包含葡萄糖氧化酶等酶。葡萄糖通过酶发生式(1)所示的酶反应。

葡萄糖+O₂+H₂O→葡糖酸+H₂O₂…式(1)

通过酶反应生成过氧化氢。对过氧化氢施加电压而进行电解。电压没有特别限定，实验确定即可。在本实施方式中，施加例如0.6V的电压。

通过电解在第一电极针1发生式(2)所示的反应。在第二电极针2发生式(3)所示的反应。

H₂O₂→O₂+H₂⁺+2e^-…式(2)

2H⁺+1/2O₂+2e^-→H₂O…式(3)

如式(2)所示，在第一电极针1生成氧、氢离子和电子。并且，如式(3)所示，在第二电极针2，供给自第一电极针1的电子、氧和氢离子发生反应而使氢氧化物离子浓度增大。这样，由于电子在第一电极针1和第二电极针2之间移动，因此，通过测定电流量，能对过氧化氢的量定量。于是，检出生成的过氧化氢的量而算出葡萄糖的量。

图6A～图6G是示意性示出电极针的制造方法的概略侧视图。图7是示意性示出形成于第一电极针1的表面部1b的检测膜10的结构的概略截面图。以第一电极针1为例说明电极针的制造方法。

在图6A所示的准备工序中，准备作为芯部1a的不锈钢棒。接着，在图6B所示的研磨工序中，将不锈钢棒的前端部研磨成圆锥形状，使前端部成锐角变尖。接着，在图6C所示的切削工序中，对芯部1a的侧面进行切削，形成成为平坦面的表面部1b。需要注意的是，在这种情况下，例如与芯部1a的长边方向(电极针进行穿刺的穿刺方向)正交地使切削刀旋转而进行切削。由此，表面部1b形成为矩形。

另外，在切削工序中，在从表面部1b的长边方向的端部(两端部)直至各自的侧面的阶梯差的区域中，以带有锥度的方式进行切削，以便分别形成向外侧扩展的倾斜面部1c。表面部1b与倾斜面部1c所成的角度α在本实施方式中均约为135°。需要注意的是，角度α按90°以上且170°以下适当设定即可。

此外，可换言为芯部1a具备向后述的电极窗部15倾斜的倾斜面部1c。并且，可换言为电极窗部15与倾斜面部1c所成的角度是90°以上、170°以下。

通过具有这样的倾斜面部1c，与倾斜面部1c以不到90°而形成的情况相比，在将第一电极针1穿刺入皮肤面60c时或将其拔出时，由于能减小阻力，从而不易感到疼痛。

接着，在图6D所示的第一绝缘膜形成工序中，在除针尖以外的芯部1a的侧面(也包括表面部1b、倾斜面部1c)形成第一绝缘膜11。第一绝缘膜11是将芯部1a与后述的电极层12绝缘的膜。在本实施方式中，使用了合成树脂作为绝缘材料，但也可以是陶瓷材料。需要注意的是，作为合成树脂，可使用聚酰胺(PA)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、聚碳酸酯(PC)、聚丙烯(PP)、聚酰胺-酰亚胺(PAI)、聚酰亚胺(PI)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚氯乙烯(PVC)等热塑性树脂；环氧树脂(EP)、聚氨酯(PUR)、不饱和聚酯(UP)等热固化树脂。另外，也可以通过对不锈钢进行氧化铝处理而形成作为第一绝缘膜11的绝缘皮膜。另外，也可以通过使用特殊不锈钢(KCF)进行热处理而形成作为第一绝缘膜11的绝缘皮膜。

接着，在图6E所示的配线工序中，在第一绝缘膜11的外表面(也包括表面部1b、倾斜面部1c)形成成为配线的导电性层、即电极层12。需要说明的是，该电极层12作为使检测膜10与测定装置50的控制部电导通的配线发挥功能。在本实施方式中，通过无电解镀铂(無電解白金メッキ)形成铂的电极层12。也可以使用电解镀铂(電解白金メッキ)。

接着，在图6F所示的第二绝缘膜形成工序中，除了针尖、表面部1b和与测定装置50电导通的连接部1d以外地在电极层12的外表面形成第二绝缘膜13。需要注意的是，在倾斜面部1c的电极层12的外表面也形成第二绝缘膜13。该第二绝缘膜13与绝缘部14对应。由此，形成电极层12露出的电极窗部15。另外，根据该构成，也可以说绝缘部14具备向电极窗部15倾斜的倾斜面部1c。

需要说明的是，作为绝缘材料，可使用与第一绝缘膜11同样的合成树脂。在本实施方式中，进行特氟隆(注册商标)加工，形成特氟隆(氟树脂)的覆膜。需要注意的是，通过将特氟隆用于第二绝缘膜13，从而能使第一电极针1具备特氟隆所具有的耐化学药品性、低溶出性、非粘着性、电绝缘性、耐磨损性等特征。特别是由于特氟隆具有非常低的摩擦系数，因此，在将第一电极针1穿刺入皮肤面60c时或将其拔出时也能减小阻力，从而不易感到疼痛。

本实施方式中，在与倾斜面部1c对应的区域形成有第二绝缘膜13(绝缘部14)，但也可以构成为在与倾斜面部1c对应的区域不形成第二绝缘膜13。这种情况下，构成为用分隔壁层16覆盖表面部1b的外周部和倾斜面部1c的区域等即可。

接着，在图6G所示的传感器形成工序中，在表面部1b(露出的电极层12的上表面)形成检测膜10。

关于检测膜10，使用图7进行说明。检测膜10由电极层12、分隔壁层16、传感层(センシング層)17构成。检测膜10中，在电极层12的上表面设置酶电极层。在本实施方式中，露出的电极层12作为酶电极层发挥功能。在电极层12的上表面，在与表面部1b的外周部对应的电极层12的区域设置有分隔壁层16。分隔壁层16以内侧开口的状态而形成，在开口的内侧，作为酶电极层的电极层12露出。

与开口的电极层12和分隔壁层16重叠地设置传感层17。在分隔壁层16的内侧，传感层17层叠在电极层12上。传感层17由4个层构成。在传感层17中，从电极层12侧起依次层叠去噪层17A、作为感测生物体内的信息的感测层(感知層)和酶层的检测层17B、保护层17C、调节层17D。

分隔壁层16是为了提高酶电极层(电极层12)与传感层17的贴紧性而设置的。传感层17具有亲水性，其吸收间质液而润胀。润胀的传感层17易于从电极层12剥离。分隔壁层16只要是润胀的传感层17不易剥离的材质即可，没有特别限定。分隔壁层16的材质例如可以使用聚酰亚胺、丙烯酸。

去噪层17A防止对乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸等化合物透过检测膜10而到达酶电极层。对乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸等化合物有可能包含于间质液中。为了实现该功能，去噪层17A的材质没有特别限定，但可以使用甲基纤维素、乙酸纤维素(醋酸纤维素)、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇等。

检测层17B是含有酶的层。检测层17B包括酶、包含酶的树脂、结合剂或固化剂、以及保护酶并使其稳定的白蛋白。酶包括葡萄糖氧化酶，葡萄糖氧化酶促进上述式(1)的酶反应。

保护层17C保护检测层17B的上部界面。为了实现该功能，保护层17C的材质没有特别限定，但可以将甲基纤维素、乙酸纤维素(醋酸纤维素)、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚乙烯醇-聚醋酸乙烯酯共聚物等单独或组合使用。进一步优选在保护层17C的材质中含有白蛋白。

调节层17D防止作为测定对象的血液、间质液等与检测层17B直接接触。并且，调节层17D具备使氧和葡萄糖的一部分透过并控制氧和葡萄糖的透过率的功能。优选调节层17D使氧比葡萄糖更多地透过。

当葡萄糖超过能检测的浓度地到达检测层17B时，酶反应成为饱和状态。在该状态时，无法检测葡萄糖值。为此，调节层17D控制葡萄糖的透过率，并且还在作为测定对象的葡萄糖浓度高时抑制酶反应成为饱和状态。

调节层17D的材质只要能控制氧和葡萄糖的透过率即可，没有特别限定。作为调节层17D的材质，可使用将异氰酸酯化合物等交联剂和端羟基的聚合物的聚乙二醇、丙烯酸4-羟丁基(acrylic acid 4-hydroxybutyl)等单独或混合使用，生成氨基甲酸酯键而构筑了交联结构的材质。

经以上工序形成第一电极针1。

图8是示意性示出测定装置50的电路构成的框图。

测定装置50具备作为电流检测部的电流检测电路56，第一电极针1、第二电极针2、第三电极针3与电流检测电路56连接。电流检测电路56还与A/D转换电路57(Analog/Digital：模拟/数字)连接。电流检测电路56根据测定控制部55的指示而检测在第一电极针1(检测膜10)和第二电极针2之间流动的电流。并且，将电流转换为电压而输出到A/D转换电路57。由于在检测膜10和第二电极针2之间流动的电流与葡萄糖值存在相关性，因此输出到A/D转换电路57的电压与葡萄糖值具有相关性。

A/D转换电路57将电压转换为数值。A/D转换电路57将转换为数值的电压数据输出到具有作为运算部的功能的测定控制部55。测定控制部55将输入的电压数据转换为葡萄糖值。测定控制部55存储有表示电压数据与葡萄糖值的关系的相关表的数据。并且，测定控制部55使用相关表和电压数据运算葡萄糖值。

测定控制部55将运算出的葡萄糖值输出到显示部51，显示部51显示葡萄糖值。测定控制部55还存储有判定值的数据。并且，比较判定值与葡萄糖值来判断葡萄糖值是正常范围内还是异常状态的值。测定控制部55在判断葡萄糖值为异常值的情况下，将为异常状态的信息输出到显示部51和扬声器53。于是，显示部51显示警告语等，扬声器53发出警告声。

操作者操作输入部52而向测定控制部55输入测定开始、测定中止等指示。测定控制部55根据操作者的指示驱动测定装置50。在测定装置50中设置有电池58，对包括测定控制部55在内的其它构成部供应电力。由此，测定装置50能不与外部电源连接地设置于被检体60而驱动。因而，被检体60能在安装有测定装置50并使其动作的状态下容易地移动。

图9是表示电流检测电路56的构成的电路图。

图9所示的电流检测电路56是被称为所谓的恒电位仪(potentiostat)的电路。电流检测电路56具备第一运算放大器56A。电源56B与第一运算放大器56A的正输入端连接，对第一运算放大器56A的正输入端施加规定的电压。电压值虽然没有特别限定，但在本实施方式中，设定为例如0.6V。电源56B可通过对电池58分压并在二极管进行电压设定而实现。第三电极针3与第一运算放大器56A的负输入端连接，第二电极针2与第一运算放大器56A的输出端连接。第一运算放大器56A使电流流到第二电极针2，以使来自第三电极针3的电位与由电源56B施加的电位成为相同电位。并且，通过第一运算放大器56A起作用，使电流不会流到第三电极针3。

电流检测电路56具备第二运算放大器56C。第二运算放大器56C的正输入端接地。并且，检测膜10与第二运算放大器56C的负输入端连接，第二运算放大器56C的负输入端与输出端经由电阻56D而连接。并且，电流检测电路56的输出端子56E与第二运算放大器56C的输出端连接。

第二运算放大器56C中正输入端与负输入端成为相同电位，因此，检测膜10的电位为0V。并且，在第三电极针3和检测膜10之间产生0.6V的电位。由于被检体60发生式(1)～式(3)所示的酶反应，因此在第二电极针2与检测膜10之间有电流流动。第二运算放大器56C的输入阻抗高，因此电流从检测膜10通过电阻56D流到第二运算放大器56C的输出端。当电流流到电阻56D时发生电压降落(voltage drop)，因此，在输出端子56E，第二电极针2和检测膜10之间的电流转换为电压而输出。

在电流检测电路56中设置有未图示的补偿电路，补偿电路检测第三电极针3和检测膜10之间的电阻。当在第二电极针2、第三电极针3和检测膜10的表面形成有覆膜时，电阻变大。补偿电路根据第三电极针3和检测膜10之间的电阻来变更施加于第二电极针2的电压。因而，能通过补偿电路进行长期稳定的电流测定。

根据上述实施方式，可得到以下的效果。

(1)本实施方式的第一电极针1具备：芯部1a；电极(电极层12)，形成于芯部1a；绝缘部14，用由绝缘材料形成的第二绝缘膜13覆盖电极层12；以及电极窗部15，使电极层12或包含感测层(检测层17B)的传感层17露出。由此，电极窗部15以外的区域被绝缘部14覆盖，由此在将第一电极针1穿刺到生物体内进行使用的情况下，能降低电压的损失、噪声等而能准确地检测电流。由此，可实现能高精度地测定生物体内信息的电极针。同样地，第二电极针2也具备芯部2a、电极层22、绝缘部24、使电极层22露出的电极窗部25，从而起到同样的效果。第三电极针3也起到与第二电极针2同样的效果。

(2)在本实施方式的第一电极针1中，电极窗部15沿着第一电极针1进行穿刺的穿刺方向呈矩形状露出，因此，能防止穿刺时电极层12、包含感测层(检测层17B)的传感层17等的剥离。另外，成为电极窗部15的基底的表面部1b呈矩形，因此易于形成电极层12、感测层。

(3)本实施方式的第一电极针1的芯部1a或绝缘部14具备向电极窗部15倾斜的倾斜面部1c，由此能减轻进行第一电极针1的插拔时的阻力。因而，能实现不易使患者感到疼痛的电极针。

(4)本实施方式的第一电极针1具备作为感测层的检测层17B，由此，检测层17B能感测作为生物体信息的葡萄糖并使电流流动。

(5)在本实施方式的第一电极针1中，第一电极针1的最大截面直径D是0.1mm以上。需要说明的是，表示电极针的截面形状中直径最大的部位的直径。此时，第一电极针1不弯曲地刺入皮肤，因此能使第一电极针1不易折断。另外，最大截面直径D是0.5mm以下。此时，第一电极针1对痛点的刺激小，因此能使患者不易感到疼痛。因而，能实现不易折断且不易使患者感到疼痛的第一电极针1。

(6)在本实施方式的第一电极针1中，电极窗部15与倾斜面部1c所成的角度是90°以上且170°以下，由此，能减轻进行第一电极针1的插拔时的阻力，能顺利地进行插拔。

(7)根据本实施方式的作为生物体信息测定装置的测定装置50，具备第一电极针1、第二电极针2和第三电极针3，并通过电流检测电路56检测第一电极针1与第二电极针2之间的电流，从而能测定葡萄糖量。另外，当间质液中包含的物质附着于第一电极针1和第二电极针2的表面而形成膜时，由第三电极针3检测电阻，由此能使电流检测电路56中的电流值的测定精度提高。另外，与使用如以往构成那样内含设置有第一电极和第二电极等的基板的针时相比，能缩小插入皮肤的第一电极针1、第二电极针2、第三电极针3的最大截面直径D。此外，最大截面直径D越小，越不易刺激皮肤的痛点。因而，对于测定装置50，即使为了测定生物体内的葡萄糖量而将第一电极针1、第二电极针2、第三电极针3插入患者的腹部等或从那拔出时，也能使患者不易感到疼痛。

(8)根据本实施方式的测定装置50，第一电极针1是具备作为感测层的酶层(检测层17B)的工作电极，因此，葡萄糖与酶层反应而产生电流。并且，第二电极针2是引导在第一电极针1中产生的电流的对电极。需要说明的是，葡萄糖浓度越高，越与检测层17B反应，从而电流量越多。因此，通过解析电流检测电路56所检出的电流量而能准确地检测葡萄糖的浓度。进而，具备用于检测流至第一电极针1的电流的电阻的作为参照电极的第三电极针3，因此能使电流检测电路56中的电流值的测定精度提高。

[第二实施方式]

图10是示意性示出第二实施方式所涉及的表面部的另一例的概略立体图。

本实施方式的第一电极针1A的表面部1e与第一实施方式的第一电极针1上的表面部1b的不同点如下所述。在第一实施方式的表面部1b上形成有沿着芯部1a的长边方向(穿刺方向)的倾斜面部1c，而未形成沿着短边方向的倾斜面部。相对于此，在本实施方式的表面部1e上沿着长边方向形成有倾斜面部1f，而且沿着短边方向也形成有倾斜面部1f。

除这样的表面部1e以外，与第一实施方式同样地构成。因而，在具备倾斜面部1f的表面部1e上，与第一实施方式的电极窗部15同样地形成电极窗部15A。此外，该表面部1e(电极窗部15A)与倾斜面部1f所成的角度β也与第一实施方式同样地设定为90°以上且170°以下。在本实施方式中具体地设定为135°。

在这样构成的第一电极针1A和使用了第一电极针1A的测定装置中，也能起到与第一实施方式的(1)～(8)的效果同样的效果。

[第三实施方式]

接着，说明作为生物体信息测定装置的其它测定装置70。

图11是第三实施方式所涉及的测定装置70的概略立体图。图12是表示电流检测电路71的构成的电路图。

本实施方式与第一实施方式的不同点在于，省略了作为参照电极的第三电极针3这一点。关于与第一实施方式同样的构成省略其说明。

如图11所示，在本实施方式的测定装置70的背面70b设置有第一电极针1和第二电极针2。第一电极针1和第二电极针2刺入被检体60的皮肤而使用。需要注意的是，本实施方式的第一电极针1、第二电极针2与第一实施方式同样地构成。另外，同样地，第一电极针1作为工作电极、第二电极针2作为对电极而发挥功能。

如图12所示，测定装置70具备作为电流检测部的电流检测电路71。电流检测电路71是测定在第二电极针2和检测膜10之间流动的电流的电路。电流检测电路71具备运算放大器71A。运算放大器71A的正输入端接地。并且，检测膜10连接于运算放大器71A的负输入端，运算放大器71A的负输入端与输出端经由电阻71B而连接。并且，电流检测电路71的输出端子71C与运算放大器71A的输出端连接。

第二电极针2与电源56B连接。由于被检体60发生如式(1)～式(3)所示的酶反应，因此电流在第二电极针2与检测膜10之间流动。在第二电极针2和检测膜10之间流动的电流通过电阻71B而输入运算放大器71A的输出端。并且，输入输出端的电流从接地流入第二电极针2。运算放大器71A的负输入端是0V，输出端子71C的电压根据电阻71B的电压降落而成为将电阻71B的电阻值和在电阻71B中流动的电流值相乘所得到的值。

由于运算放大器71A的输入端的阻抗高，因此在第二电极针2和检测膜10之间流动的电流与在电阻71B中流动的电流相等。因而，通过测定输出端子71C的电压而能测定在第二电极针2和检测膜10之间流动的电流。第二电极针2相当于对电极，检测膜10相当于工作电极。因而，通过测定输出端子71C的电压而能测定被检体60的葡萄糖值。

如上所述，根据本实施方式，具有以下效果。

本实施方式的测定装置70具备第一电极针1和第二电极针2，并通过电流检测电路71检测第一电极针1和第二电极针2之间的电流而能测定生物体信息(葡萄糖量)。另外，由于第一电极针1和第二电极针2与第一实施方式同样地构成，因此，即使将第一电极针1和第二电极针2进行穿刺，也能够在不刺激被检体60的痛点的情况下测定葡萄糖值。因而，本实施方式的测定装置70即使将第一电极针1和第二电极针2进行穿刺，也能在不易使患者感觉疼痛的情况下测定生物体信息(葡萄糖量)。

[第四实施方式]

接着，说明作为液体供应装置的胰岛素供应装置80。在本实施方式的胰岛素供应装置80中使用了第一实施方式所述的测定装置50。此外，关于与第一实施方式同样的构成省略其说明。

图13是示意性示出第四实施方式所涉及的胰岛素供应装置80的结构的概略立体图。具体地说，是从里侧观察胰岛素供应装置80的图。

在本实施方式中，如图13所示，在胰岛素供应装置80的背面80b设置有注入针、以及作为工作电极的第一电极针100、第二电极针2和第三电极针3。

在胰岛素供应装置80的内部设置有收容作为液体的胰岛素的罐81。在胰岛素供应装置80的内部还设置有将收容在罐81中的胰岛素输送到第一电极针100的泵82。泵82与第一电极针100通过输送用管83而连结。除此以外，在胰岛素供应装置80的内部还设置有电池58、电路基板85等。

罐81在内部具有树脂制的袋，在袋的内部收纳有胰岛素。并且，在罐81内的胰岛素减少时，袋会发生变形。由此，能使胰岛素不与空气发生接触地对其进行收容。另外，泵82优选是能管理输送量的容积泵，可以使用齿轮泵、螺杆泵、叶片泵等。在电路基板85上设置有对泵82进行控制的电路和与第一实施方式同样地测定葡萄糖值的电路。

图14是示意性示出第一电极针100的结构的概略侧视图，图15是示意性示出第一电极针100的结构的主要部分侧视图。

如图14和图15所示，第一电极针100与第一实施方式的第一电极针1同样地形成，第一电极针100的最大截面直径D1是0.1mm以上0.5mm以下。因而，胰岛素供应装置80的第一电极针100能够不易折断，能使被检体60不易感到疼痛。

在第一电极针100上与第一实施方式同样地设置有检测膜10。不同点在于，在第一电极针100的内部设置有前端为实心的作为流路的孔部100a，该孔部100a从第一电极针100的后端面沿着第一电极针100的中心轴朝着前端部而形成。另外，孔部100a与作为横孔的开口部100b连接，该开口部100b在第一电极针100的后端面与检测膜10之间的部位开口而形成。

在泵82被驱动时，胰岛素从罐81中流出，依次流动至泵82、管83、第一电极针100的作为流路的孔部100a，并从第一电极针100的开口部100b向被检体60排出。开口部100b的中心与背面80b的距离100c被设置在1mm以上2mm以下的范围内。此时，开口部100b位于皮肤组织60a，因此，能对皮肤组织60a供应胰岛素。另外，检测膜10位于皮下组织60b，因此，能测定皮下组织60b中的葡萄糖值。

与皮肤组织60a相比，间质液更多地存在于皮下组织60b。并且，检测膜10位于间质液多的场所时与葡萄糖接触的机会更多。因而，与检测膜10位于皮肤组织60a的情况相比，位于皮下组织60b能更高精度地测定葡萄糖值。

图16是示意性示出胰岛素供应装置80的电路构成的框图。

在电路基板85中，与第一实施方式同样地具备：具有运算部的功能的测定控制部55、电流检测电路56、A/D转换电路57、显示部51、输入部52和扬声器53作为生物体信息测定部。除此以外，在电路基板85中还具备控制胰岛素的供应量的供应量控制部86和驱动泵82的泵驱动部87。供应量控制部86与测定控制部55连接，还与泵驱动部87连接。并且，泵驱动部87与泵82连接。

第一电极针100、第二电极针2、第三电极针3将皮肤面60c的对应的各个部位穿孔而插入(穿刺)到被检体60内。

测定控制部55计算测得的葡萄糖值并将其与判定值进行比较。并且，在测定控制部55判断葡萄糖值为异常状态时，测定控制部55对供应量控制部86输出排出胰岛素的指示信号和葡萄糖值的数据。供应量控制部86计算供应给被检体60的胰岛素的量。供应量控制部86具备表示葡萄糖值与供应的胰岛素的量的关系的供应量表。于是，供应量控制部86参照葡萄糖值和供应量表来计算要供应的胰岛素的量。

供应量控制部86还根据要供应的胰岛素的量计算对泵82进行驱动的时间。对泵82设定有每单位时间供应的胰岛素的量。于是，供应量控制部86将对泵82进行驱动的时间的数据和对泵82进行驱动的指示信号输出到泵驱动部87。泵驱动部87根据指示信号对泵82进行驱动。于是，泵82将指定量的胰岛素供应到被检体60。

根据上述实施方式，可得到以下的效果。

本实施方式的第一电极针100在芯部设置有作为供液体(胰岛素)流动的流路的孔部100a和与孔部100a连接的开口部100b。由此，不仅能够测定生物体内的葡萄糖量，而且还具备作为将胰岛素供应到生物体内的注入针的功能。

本实施方式的作为液体供应装置的胰岛素供应装置80具备：第一实施方式的生物体信息测定装置(测定装置50)、具备作为流路的孔部100a的第一电极针100、第二电极针2和第三电极针3。由此，无需另外配备注入针。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的胰岛素供应装置80以外，还能实现胰岛素供应装置80的简化，能提高便利性。

[第五实施方式]

接着，说明作为液体供应装置的其它例子的胰岛素供应装置90。

图17是示意性示出第五实施方式所涉及的胰岛素供应装置90的电路构成的框图。

本实施方式的胰岛素供应装置90与第四实施方式的胰岛素供应装置80的不同点如下所述。第四实施方式的胰岛素供应装置80在第一电极针100中形成有作为流路的孔部100a和开口部100b。相对于此，本实施方式的胰岛素供应装置90在作为对电极的第二电极针(第二电极针200)中形成有作为流路的孔部和开口部200a。

具体地说，在本实施方式中，如图17所示，作为液体供应装置的胰岛素供应装置90具备作为对电极的第二电极针(第二电极针200)，在第二电极针200的内部设置有作为流路的孔部。该孔部与设置于第二电极针200的侧面的开口部200a连接。并且，管83与第二电极针200的孔部连接。其它电路构成与第四实施方式相同。

在泵82被驱动时，胰岛素从罐81中流出，经过泵82、管83、第二电极针200内部的孔部而从第二电极针200的开口部200a供应到被检体60。

在检测膜10与葡萄糖发生了反应时，电流在检测膜10与第二电极针200之间流动。并且，电流检测电路56通过检测电流而能检测间质液中的葡萄糖量。并且，在测定控制部55判断被检体60内的葡萄糖值是异常状态时，供应量控制部86将胰岛素从第二电极针200的开口部200a供应到被检体60。

根据上述实施方式，可得到以下效果。

本实施方式的第二电极针200在芯部设置有作为供液体(胰岛素)流动的流路的孔部(开口部200a)。由此，不仅能够测定生物体内的葡萄糖的量，而且还具备作为将胰岛素供应到生物体内的注入针的功能。

本实施方式的作为液体供应装置的胰岛素供应装置90具备：第一实施方式的生物体信息测定装置(测定装置50)、作为工作电极的第一电极针1、具备作为流路的孔部和开口部200a的作为对电极的第二电极针200、以及作为参照电极的第三电极针3。由此，无需另外配备注入针。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的胰岛素供应装置90以外，还能实现胰岛素供应装置90的简化，能提高便利性。

[第六实施方式]

接着，说明作为液体供应装置的其它例子的胰岛素供应装置91。

图18是示意性示出第六实施方式所涉及的胰岛素供应装置91的电路构成的框图。

本实施方式的胰岛素供应装置91与第五实施方式的胰岛素供应装置90的不同点如下所述。第五实施方式的胰岛素供应装置90在第二电极针200中形成有作为流路的孔部和开口部200a。相对于此，本实施方式的胰岛素供应装置91在作为参照电极的第三电极针(第三电极针300)中形成有作为流路的孔部和开口部300a。

具体地说，在本实施方式中，如图18所示，作为液体供应装置的胰岛素供应装置91具备作为参照电极的第三电极针(第三电极针300)，在第三电极针300的内部设置有作为流路的孔部。该孔部与设置于第三电极针300的侧面的开口部300a连接。并且，管83与第三电极针300的孔部连接。其它电路构成与第五实施方式相同。

在泵82被驱动时，胰岛素从罐81中流出，经过泵82、管83、第三电极针300内部的孔部而从第三电极针300的开口部300a供应到被检体60。

当检测膜10与葡萄糖发生了反应时，电流在检测膜10和第二电极针2之间流动。并且，电流检测电路56通过检测电流而能检测间质液中的葡萄糖量。并且，在测定控制部55判断被检体60内的葡萄糖值是异常状态时，供应量控制部86将胰岛素从第三电极针300的开口部300a供应到被检体60。

根据上述实施方式，可得到以下效果。

本实施方式的第三电极针300在芯部设置有作为供液体(胰岛素)流动的流路的孔部(开口部300a)。由此，不仅能够测定生物体内的葡萄糖的量，而且还具备作为将胰岛素供应到生物体内的注入针的功能。

本实施方式的作为液体供应装置的胰岛素供应装置91具备：第一实施方式的生物体信息测定装置(测定装置50)、作为工作电极的第一电极针1、作为对电极的第二电极针2、以及具备作为流路的孔部和开口部300a的作为参照电极的第三电极针300。由此，无需另外配备注入针。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的胰岛素供应装置91以外，还能实现胰岛素供应装置91的简化，能提高便利性。

[第七实施方式]

接着，说明作为液体供应装置的另一例的胰岛素供应装置92。

图19是表示第七实施方式所涉及的胰岛素供应装置92的结构的概略立体图，其是从里侧观察作为液体供应装置的胰岛素供应装置92的图。图20是示意性示出第一电极针401～第三电极针403的结构的侧截面图，其是第一电极针401～第三电极针403穿刺到了被检体60中后的图。

本实施方式与第四实施方式的胰岛素供应装置80的不同点在于，第一电极针401～第三电极针403斜地穿刺入皮肤的表面。此外，关于与第四实施方式相同的构成省略其说明。

即，在本实施方式中，如图19所示，在胰岛素供应装置92的背面92b设置有注入针、以及作为工作电极的第一电极针(第一电极针401)、作为对电极的第二电极针(第二电极针402)和作为参照电极的第三电极针(第三电极针403)。第一电极针401、第二电极针402和第三电极针403斜地设置于背面92b，并相互并行地设置。

如图20所示，第一电极针401的最大截面直径D2是0.1mm以上0.5mm以下。因而，胰岛素供应装置92的第一电极针401不易折断，能够使被检体60不易感到疼痛。在第一电极针401上从中央朝着前端侧设置有检测膜10。并且，在第一电极针401的内部设置有孔部401a，孔部401a和位于第一电极针401的基部与检测膜10之间的作为孔部的开口部401b连接。

在泵82被驱动时，胰岛素从罐81中流出，经过泵82、管83、作为流路的孔部401a而从第一电极针401的开口部401b流出到被检体60。开口部401b的中心与背面92b的距离401c设定在1mm以上2mm以下的范围内。此时，由于开口部401b位于皮肤组织60a，因此能将胰岛素供应到皮肤组织60a。并且，能测定皮下组织60b中的葡萄糖值。与皮肤组织60a相比，皮下组织60b存在更多的间质液。并且，由于在间质液多的场所葡萄糖与检测膜10接触的机会更多，从而能更高精度地测定葡萄糖值。

第二电极针402和第三电极针403的最大截面直径是0.1mm以上0.5mm以下。因而，胰岛素供应装置92的第二电极针402和第三电极针403不易折断，能使被检体60不易感到疼痛。另外，第一电极针401、第二电极针402和第三电极针403斜地进入被检体60。由此，当背面92b的法线方向的力作用于胰岛素供应装置92时，力的方向与各针的长边方向交叉。因而，皮肤组织60a起到使第一电极针401、第二电极针402和第三电极针403不会脱落的作用。其结果是，在外力施加于胰岛素供应装置92时，也能使胰岛素供应装置92不易与被检体60分开。

需要说明的是，不限于上述实施方式，在不脱离其宗旨的范围内可施加各种变更或改良等来进行实施。下面描述变形例。

在上述第一实施方式中，在第一电极针1的芯部1a的局部具有表面部1b来形成电极窗部15。另外，第二电极针2在芯部2a的周围露出规定宽度W的区域2b来形成电极窗部25。但是，也可以在第二电极针2的芯部2a设置与表面部1b同样的表面部来形成电极窗部25。这在第三电极针3中也是同样。

上述第四实施方式的胰岛素供应装置80中使用了3个电极针，但也可以构成为不使用作为参照电极的第三电极针3而仅使用作为工作电极的第一电极针100和作为对电极的第二电极针2。另外，在第五实施方式的胰岛素供应装置90中，也可以构成为仅有第一电极针1和第二电极针200。另外，在第七实施方式的胰岛素供应装置92中，也可以构成为仅有第一电极针401和第二电极针402。根据这样的胰岛素供应装置(液体供应装置)，除了能检测电流来测定生物体内的信息以外，还可以无需另外配备注入针地从第一电极针或第二电极针中的任一流路排出液体。因而，除了能实现不易使患者感到疼痛的液体供应装置以外，还能实现液体供应装置的简化，能提高便利性。

在上述第四实施方式中，第一电极针100作为注入针发挥功能，在上述第五实施方式中，第二电极针200作为注入针发挥功能，在第六实施方式中，第三电极针300作为注入针发挥功能。但不限于此，也可以构成为第一电极针、第二电极针、第三电极针中的至少2个或3个作为注入针发挥功能。这种情况下，构成为将作为注入针而构成的电极针与管83连接即可。这种情况下，通过泵82的驱动，在管83中流动的胰岛素能在作为注入针发挥功能的电极针的流路中流动而从开口部中排出。通过设为这样的构成，在从注入针排出的胰岛素的量不到单位时间所需的量的情况等下有效地发挥作用。在是最大截面直径小的针(细的电极针)、且每根的排出量也有限的情况下是特别有效的。通过这样构成，能在实现胰岛素供应装置的电极针的细径化的同时，扩大胰岛素供应量的调整范围。

上述第一实施方式的电极针(第一电极针1、第二电极针2、第三电极针3)具有截面基本上为圆形的主体，但不限于此，作为截面形状，也可以是楕圆形。这在第二实施方式及之后的实施方式中也是同样。

上述第一实施方式的第一电极针1上的表面部1b是俯视观察时为大致矩形的表面部，但不限于此，也可以是跑道(track)形状(矩形中的任意相对的边为曲线且与剩余的相对的边相连的形状)、楕圆形、圆形的表面部。这种情况下，也可以在表面部(电极窗部)与芯部之间设置倾斜面部。

上述第一实施方式的第一电极针1、第二电极针2、第三电极针3的芯部形成为柱状，但不限于此，也可以形成为管状。在将该电极针用作液体供应装置的情况下，通过将管的部分用作液体流动的流路而能使其作为注入针发挥功能。