给药液装置的制作方法

本发明涉及给药液装置，例如涉及向体内给予胰岛素的便携式给药液装置。

背景技术：

以往开发了将用于进行血糖控制的药液即胰岛素自动地向糖尿病患者的皮下给予的便携式给胰岛素装置。在便携式给胰岛素装置中内置有小型的泵，通过泵的驱动，将存积于储液器的药液(胰岛素)给予患者。

给予胰岛素等药液时需要低流量且高精度地给予。为了进行低流量且高精度的给予，现有的给胰岛素装置的主流是采用将步进电机与减速器组合而成的注射泵方式。

专利文献1中有能够应用于给胰岛素装置的药物输送装置的一个例子的记载，作为泵记载了采用使用了压电元件的压电泵的例子。

专利文献1：日本特开2002-126092号公报

现有的将步进电机与减速器组合而成的注射泵方式难以小型化，并且存在动作声很大的缺点，不适合作为便携式而构成为小型的给药液装置。因此，研究专利文献1记载的压电泵等小型化的泵的应用。然而，压电泵等小型化的泵存在低流量下精度不够的问题。

技术实现要素：

本发明的目的在于提供一种能够以低流量并且高精度的给药液的适于小型化的给药液装置。

本发明的给药液装置具备：泵部，其输送储液器内的药液并给予生物体；流量检测部，其检测由泵部产生的输液的流量；以及驱动部，其基于流量检测部检测出的流量来控制泵部的驱动状态。

流量检测部具备：发热元件，其配置于输送药液的管路；第一温度检测元件，其配置于比发热元件靠上游侧的管路；第二温度检测元件，其配置于比发热元件靠下游侧的管路；以及运算处理部，其基于第一温度检测元件和第二温度检测元件的检测温度差，计算管路内的流量。

根据本发明的给药液装置，即使通过泵部的驱动产生的药液的输液量为低流量，流量检测部也能够检测出正确的给药液量，并基于检测出的正确的给药液量，驱动部能够高精度地控制泵部的驱动状态。因此若根据本发明的给药液装置，能够高精度地进行低流量的药液给予。

附图说明

图1是表示本发明的一个实施方式例的给药液装置的内部结构例的立体图。

图2是表示本发明的一个实施方式例的给药液装置具备的流量检测部的结构例的剖视图。

图3是表示与本发明的一个实施方式例的流量检测部的温度检测元件连接的电路结构例的电路图。

图4是表示本发明的一个实施方式例的流量检测部的发热元件的驱动电路的结构例的电路图。

图5是表示本发明的一个实施方式例的泵部的药液的流量的例子的特性图。

图6是表示本发明的一个实施方式例的流量检测状态的例子的特性图。

图7是表示本发明的一个实施方式例的检测电压与流量的关系的例子的特性图。

图8是表示本发明的一个实施方式例的检测电压与温度的关系的例子的特性图。

图9是详细地表示本发明的一个实施方式例的检测电压与温度的关系的例子的特性图。

图10是表示本发明的一个实施方式例的泵部的驱动例的时序图。

图11是表示本发明的一个实施方式例的特定的温度下的控制例的特性图。

图12是表示本发明的一个实施方式例的变形例的流量检测部的结构例的剖视图。

图13是沿着图12的a-a线的剖视图。

具体实施方式

以下参照附图，说明本发明的一个实施方式例的给药液装置。

[1.给药液装置的整体结构]

图1表示给药液装置10的内部结构。

给药液装置10作为便携式而收纳于小型的壳体，作为给胰岛素装置使用。

如图1所示，给药液装置10具备储藏药液(在此为胰岛素)的储液器11。储液器11经由管路12连接有泵部13。

使用压电泵作为泵部13。压电泵利用压电元件使配置于内部的隔膜振动，将储液器11内的药液向管路14输送。在泵部13内置有用于使药液的输送方向恒定的阀。

另外，在泵部13未内置阀的情况下，也可以在储液器11与泵部13之间的管路12配置开关阀，使开关阀与泵部13内的隔膜的振动联动地开闭。

在从泵部13输送药液的管路14连接有微型针型阀15。微型针型阀15在来自泵部13的药液的输液状态为脉动时以抑制该脉动的方式作用。在输送被微型针型阀15抑制了脉动的药液的管路16连接有流量检测部20。另外，也可以成为在管路14、16之间不配置微型针型阀15的结构。

在流量检测部20连接有向给药液装置10的外侧被拉出的管路17，药液经由管路17而注入生物体。对于用于向体内注入药液的结构省略。

内置于流量检测部20的各元件(后述的第一温度检测元件22、发热元件23、第二温度检测元件24)与运算处理部30连接。在运算处理部30中，根据各元件的状态检测经过流量检测部20的药液的流量。运算处理部30检测出的流量的信息供给至驱动部40。

驱动部40根据给药液装置10的动作模式，判断所需的药液的给予量，并控制泵部13的驱动状态。此时，基于运算处理部30检测出的流量的信息，对泵部13的驱动状态进行修正，将药液的给予量控制为正确的状态。在驱动部40控制由压电泵构成的泵部13时，按照驱动电压、驱动频率的设定，控制输液量。

[2.流量检测部的结构]

图2表示流量检测部20的结构。

流量检测部20具备配置有第一温度检测元件22、发热元件23以及第二温度检测元件24的管路21。

第一温度检测元件22、发热元件23、第二温度检测元件24，从管路21的上游侧以大致相等间隔配置。即，在管路21的内部的最上游侧的位置21a配置第一温度检测元件22。然后，在从配置有第一温度检测元件22的位置21a隔开一定距离的位置21b，配置发热元件23。进而，在从配置有发热元件23的位置21b隔开一定距离的位置21c，配置第二温度检测元件24。第一温度检测元件22和第二温度检测元件24例如使用电阻值随温度变化的热敏电阻。另外，对于发热元件23也使用加热器用的热敏电阻。在以下的说明中，将第一温度检测元件22和第二温度检测元件24称为上游侧温度检测元件和下游侧温度检测元件。

而且，与流量检测部20连接的运算处理部30对发热元件23进行发热驱动，并且根据上游侧温度检测元件22和下游侧温度检测元件24检测出的温度，检测管路21内的流量。

根据由流量检测部20的上游侧温度检测元件22和下游侧温度检测元件24检测出的温度来检测流量的原理详见后述，若简单进行说明，例如在管路21内的流量完全没有的状态下，发热元件23在加热管路21内的药液时，由与发热元件23的距离相等的两个温度检测元件22、24检测的温度相等。与此相对，在管路21内产生任何流量时，两个温度检测元件22、24检测的温度不同。利用该原理，流量检测部20根据由两个温度检测元件22、24检测的温度差来检测流量。

[3.与各元件连接的电路]

图3是与上游侧温度检测元件22和下游侧温度检测元件24连接的运算处理部30的电路例。上游侧温度检测元件22的电阻值rt2在第一电压转换电路31转换为电压值，下游侧温度检测元件24的电阻值rt3在第二电压转换电路32转换为电压值。

若对第一电压转换电路31的结构进行说明，由热敏电阻构成的上游侧温度检测元件22连接在构成第一电压转换电路31的运算放大器31a的反转输入端子(-)与输出端子之间。规定的电压(例如-200mv)从端子22a经由电阻器r2施加于运算放大器31a的反转输入端子(-)。

运算放大器31a的非反转输入端子(+)经由电阻器r5与地线连接。在运算放大器31a的输出端得到的电压v2成为与上游侧温度检测元件22的电阻值rt2成正比的电压值。

第二电压转换电路32的结构与第一电压转换电路31相同。即、由热敏电阻构成的下游侧温度检测元件24连接在构成第二电压转换电路32的运算放大器32a的反转输入端子(-)与输出端子之间。规定的电压(例如-200mv)从端子24a经由电阻器r3施加于运算放大器32a的反转输入端子(-)。

运算放大器32a的非反转输入端子(+)经由电阻器r6与地线连接。在运算放大器32a的输出端得到的电压v3成为与下游侧温度检测元件24的电阻值rt3成正比的电压值。

在第一电压转换电路31得到的电压v2、和在第二电压转换电路32得到的电压v3输入至差动放大电路33，并得到两个电压的差电压v4。即、在第一电压转换电路31得到的电压v2经由电阻器r8施加于构成差动放大电路33的运算放大器33a的反转输入端子(-)。另外，在第二电压转换电路32得到的电压v3，经由电阻器r9施加于运算放大器33a的非反转输入端子(+)。

电阻器r9与运算放大器33a的非反转输入端子(+)的连接点经由电阻器r12与地线连接，运算放大器33a的反转输入端子(-)与输出端子之间由电阻器r14连接。另外，差动放大电路33的输出电压v4的放大率根据各电阻器的电阻值来决定。对于放大率的具体例详见后述。

在差动放大电路33得到的差电压v4施加于低通滤波器34，噪声即高频分量被除去的电压v5向输出端子35输出。即、低通滤波器34由运算放大器34a和与该运算放大器34a连接的电阻器r17、r19、r21以及电容器c1构成。在低通滤波器34中，利用电阻器r21、电容器c1的作用得到高频的噪声被除去的电压v5。

运算处理部30计算出该电压v5的平均值，得到流量。

图4是表示与发热元件23连接的电路的例子的图。该图4所示的电路也具备运算处理部30。施加于端子36的电压vin经由电阻器rin施加于运算放大器37的反转输入端子(-)。运算放大器37的非反转输入端子(+)经由电阻器r1与地线连接。

然后，在运算放大器37的反转输入端子(-)与输出端子之间连接发热元件23。在端子38得到向运算放大器37的输出端子输出的电压v0。在端子38得到的电压v0用于在后述的散热期间(发热的停止期间)检测发热元件23的位置的液体温度。另外，在后述的动作说明中，将发热元件23的电阻值设为rt1。

[4.泵部的输液状态的例子]

图5表示泵部13的输液状态的例子。在图5中纵轴为流量，横轴为时间。图5所示的特性p1表示泵部13单体的流量的变动。使用压电泵的泵部13单体的流量特性p1，因温度的影响等相对于本来要设定的流量存在±15％左右的变动。

图5所示的特性p2表示在微型针型阀15的输出部的流量变动。这样由于具备微型针型阀15，从而能够减小流量的变动量。

[5.流量检测部检测流量的原理]

接下来，对使用配置于流量检测部20的各元件来检测流量的原理进行说明。

例如在流量检测部20的管路21的内部的流量完全没有的状态下，发热元件23加热管路21内的药液时，由与发热元件23的距离相等的两个温度检测元件22、24检测出的温度相等。与此相对，在管路21内有任何流量时，两个温度检测元件22、24检测出的温度不同。

在此，将由电阻值随温度变化的热敏电阻构成的上游侧温度检测元件22的电阻值设为rt2，将下游侧温度检测元件24的电阻值设为rt3，在各温度检测元件22、24流动有恒定电流i时，第一电压转换电路31和第二电压转换电路32的输出电压v2、v3，用下面的(1)式和(2)式表示。电流i例如在0.02ma～0.05ma的范围选定。在此为0.02ma。

v2＝i·rt2…(1)

v3＝i·rt3…(2)

另外，被输入电压v2、v3的差动放大电路33的输出电压v4，若将放大率设为g，则电压v4用下面的(3)式表示。(3)式也可以表示为(4)式。放大率g例如为10倍。

v4＝g(v3-v2)…(3)

v4＝g·i（rt3-rt2)…(4)

另外，放大率g用各电阻器r8、r14的电阻值之比来设定。即，g＝r14/r8。其中，电阻器r8与电阻器r9的电阻值相等，并且电阻器r12与电阻器r14的电阻值相等。

热敏电阻在特定的温度范围内，相对于温度t[℃]，其电阻值rt用下面的(5)式表示。

rt＝-a·t+b…(5)

在此，a、b是正的常量。在该例中，作为热敏电阻是具有相对于温度上升而电阻值减少的特性的、使用了ntc(negativetemperaturecoefficient：负温度系数)热敏电阻的情况。

因此，将(5)式代入(4)式，电压v4能够表示为下面的(6)式。在(6)式中，t2是上游侧温度检测元件22的温度，t3是下游侧温度检测元件24的温度。

v4＝g·|·a(t3-t2)…(6)

由该(6)式可知：差动放大电路33的输出电压v4相对于上游侧温度检测元件22与下游侧温度检测元件24的温度差成正比。用低通滤波器34将该电压v4进行了噪声除去的电压v5，成为与流量检测部20连接的运算处理部30的输出。

然而，发热元件23被驱动为每一定周期反复发热和散热。例如将发热16秒和散热4秒为1个周期的20秒的处理反复进行两次到三次左右。在发热期间和散热期间改变在发热元件23中流动的电流，从而能够进行足够的发热和可忽略自身发热影响的正确的温度测定的双方。即、使用了发热元件23的药液的温度测定在散热期间进行。

这样通过反复进行发热和散热，从而防止过度地加热药液。具体而言，运算处理部30以如下方式进行控制：以由发热引起的温度上升处于2[℃]以内的方式发热，在显示出要超过的举动时，中止发热。

图6表示进行这样的发热元件23的控制时的运算处理部30的输出电压v5的时间变化。在图6中，纵轴是电压v5的值，横轴是时间(秒)。另外，在图6的下侧表示导通与断开的时间变化的波形示出发热元件23的导通与断开的时刻。在该例中，反复进行以发热(导通)16秒和散热(断开)4秒这20秒为1个周期的处理。

图6中，作为泵部13的流量，示出设定为0.06[ml/h]、0.12[ml/h]、0.3[ml/h]、0.6[ml/h]、1.2[ml/h]这5个阶段的例子。由该图6可知：输出电压v5随着流量的增加而增加。

该图6所示的特性根据液体(药液)的温度而变化。另外，由于实用上无法将测定时间设为太长时间，因此在本实施方式例中，根据第2周期(20秒～40秒)区间的平均值或者第3周期(40秒～60秒)区间的平均值，求出流量。

图7是将2个周期期间(或者3个周期期间)的平均的电压值(纵轴)相对于流量(横轴)制成曲线的线图。在图7中示出15℃、25℃、35℃这3个温度的例子。如图7所示，可知在每一液体温度下，检测电压大致以直线状变化。

图8是将与图7相同的数据按照流量表示液体温度与第3周期(40秒～60秒)区间的平均值的关系的线图。图8的纵轴是平均的电压值，横轴是温度。在该例中，示出0.12[ml/h]、0.2[ml/h]、0.3[ml/h]这3个流量。

如图8所示，可知按照各个流量，输出电压v5的平均值相对于温度大致以直线状变化。

图9表示按照更细致的10个阶段的流量(最大0.3[ml/h]，最小0.12[ml/h])的平均的电压值(纵轴)与液体(药液)的温度(横轴)的关系。由该图9表示的关系可知，根据液体温度与输出电压v5的平均值求出流量。

这样利用流量检测部20进行流量的检测，就能够正确地检测出最小为百[μl/h]左右的流量。

[6.发热元件的控制例]

发热元件23优选为由一定电力进行的发热，而与液体温度无关，但在使用热敏电阻的情况下，无法单纯地实现。这是因为热敏电阻具有其电阻值rt1因液体温度而变化的特性。

本实施方式例中，为了不依赖于液体温度而进行以定电力进行的发热，采用以下的方法。

若将施加于热敏电阻的电力设为pt，则流动的电流it为：

在施加该电流it时，应输入的电压vin根据电阻rin而成为：

即按照(8)式对因液体温度而变化的电阻值rt1施加输入电压vin即可。另外，在(8)式中，pt和rin为常量。

作为发热元件23的电阻值rt1的决定方法，例如能够应用以下(a)、(b)的任一处理。

(a)将在发热元件23散热期间测定出的电阻值直接作为电阻值rt1使用的处理例

(b)根据上游侧温度检测元件22或下游侧温度检测元件24的电阻值、或者根据该电阻值检测出的温度信息，求出发热元件23的电阻值的处理例

具体而言，(8)式为rt1的函数，发热元件23的电阻值rt1通过上述(a)或(b)的处理而作为电压求出，将该电压设为v6。然后，预先将相对于电压v6的输入电压vin作为表格，根据得到的电压v6决定输入电压vin，并将该输入电压vin供给至端子36(图4)即可。另外，在(b)的处理的情况下，在发热元件23和上游侧温度检测元件22以及下游侧温度检测元件24全部为热敏电阻的情况下，能够根据上游侧温度检测元件22和下游侧温度检测元件24的输出而直接求出电阻值rt1，因此很简便。

[7.药液的给予动作的例子]

接下来，使用图10和表1对与以上说明的流量检测部20检测出的流量联动地，驱动部40控制泵部13，以低流量将药液(胰岛素)给予患者的处理进行说明。

如已说明的那样，本实施方式例的流量检测部20能够检测最小为百[μl/h]左右的流量，但作为将胰岛素给予患者的给药液装置10要求的最小的流量，是比该最小的流量检测量更小的0.5[μl/h]左右。在要求这样非常小的流量的情况下，驱动部40通过间歇的泵部13的驱动，来实现要求的低流量。

在此，对向患者给予胰岛素时的模式进行说明。作为向患者给予胰岛素的模式，有基础胰岛素给予模式和加量胰岛素给予模式。

基础胰岛素给予模式是连续以非常低的流量向患者给予胰岛素的模式，以最小为0.5[μl/h]左右非常低的流量给予。

加量胰岛素给予模式是为了控制每次饭后的血糖值等而暂时以高流量给予患者胰岛素的模式，根据饭量、特别是食物所含的碳水化物量，短时间内以数十[μl/h]～120[μl/h]左右的流量给予。

为了应对上述各模式，要求胰岛素给予用的给药液装置10能够在0.5[μl/h]～120[μl/h]的范围可变地设定药液的给予量。

另外，在开始使用给药液装置10时需要用胰岛素填满管路17的装填作业，但由于在短时间内进行该作业，因此需要300[μl/h]左右的流量。

具体而言，作为给药液装置10要求在从最小流量0.5[μl/h]到最大流量300[μl/h]的范围，能够以0.5[μl/h]的等级设定流量。因此，本实施方式例的给药液装置10在要求流量检测部20能够检测的流量以下的流量的情况下，间歇地进行泵部13的药液的给予，从而进行所需量的药液的给予。

在此，作为实际的泵部13的动作例，准备下面三种模式。

·模式1：(要求流量为0.5[μl/h]时)

泵部13反复进行在以90[μl/h]输送40秒钟后，停止119分20秒的间歇驱动。

·模式2：(要求流量为1[μl/h]～119.5[μl/h]的范围时)

泵部13反复进行在以120[μl/h]输送60秒钟后，在从119分起12秒的范围内停止根据流量可变设定的时间的间歇驱动(参照表1)。

·模式3：(要求流量为120[μl/h]～300[μl/h]的范围时)

改变泵部13的驱动电压、驱动频率，进行连续驱动。

下面的表1表示模式2的情况下要求流量为1[μl/h]～119.5[μl/h]的停止时间(分)的设定例。在该表1的例子中，即使在任一要求流量时，输送以120[μl/h]进行60秒钟(1分)，通过输送后的停止时间的调整而成为要求的流量。

[表1]

该[表1]中，例如最上层的[1/1/119]表示：在设定流量为1[μl/h]时，通过反复进行1分的120[μl/h]的输送和119分的停止来实现。最下层的[120/1/0]表示：在设定流量为120[μl/h]时，进行1分的120[μl/h]的输送、和0分的停止，即表示通过不停止的连续输液，来实现设定流量120[μl/h]。

在进行间歇动作的驱动的情况下，在40秒钟或者1分钟的输送期间，流量检测部20进行流量测定，在得到的流量测定值高于目标值的情况下，驱动部40使停止时间比设定的时间(例如表1表示的时间)增加。相反，在得到的流量测定值低于目标值的情况下，驱动部40使停止时间比设定的时间(例如表1所示的时间)减少。通过进行这样的控制，能够进行±5％的流量精度这样非常高的流量的控制。

图10表示泵部13的驱动期间p-1、p-2、p-3、p-4、p-5、流量检测部20内的发热元件23(加热器)的发热期间h-1、h-2、h-3、h-4、h-5、以及流量检测部20的测定期间m-1、m-2、m-3、m-4、m-5的设定例。

图10所示的5个例子分别是流量为6[μl/h]、12[μl/h]、30[μl/h]、60[μl/h]、120[μl/h]时的例子。

图10所示的各个200秒钟的测定期间是流量检测部20检测流量的1个周期的检测期间。

本实施方式例的流量检测部20在原理上需要等待发热的影响消失。因此，例如将在发热16秒后、进行4秒散热(发热停止)的20秒的处理反复进行3个周期，然后，再进行散热140秒的200秒钟的处理。将该200秒钟作为1个周期，流量检测部20周期性地检测流量。200秒钟为1个周期的流量检测，如图10所示按照各流量间歇地或者连续地进行。

在此，如图10所示，根据作为目标的流量，需要泵部13的间歇驱动。例如在流量为30[μl/h]以下的情况下，在进行流量检测的200秒钟内的最初60秒钟，使泵部13驱动。

例如在6[μl/h]的流量时，使泵部13的驱动期间p-1与发热元件23的发热期间h-1联动地间歇设定，与各个驱动期间p-1以及发热期间h-1的开始联动来设定200秒钟的测定期间m-1a、m-1b、···。

在12[μl/h]的流量时，以比在6[μl/h]的流量时更短的间隔间歇设定泵部13的驱动期间p-2和发热元件23的发热期间h-2。然后，与各个驱动期间p-2和发热期间h-2的开始联动地设定200秒钟的测定期间m-2a、m-2b、m-2c、···。

在30[μl/h]的流量时，以更短的间隔间歇设定泵部13的驱动期间p-3和发热元件23的发热期间h-3。然后，与各个驱动期间p-3和发热期间h-3的开始联动地设定200秒钟的测定期间m-3a、m-3b、m-3c、···。

另外，在流量为60[μl/h]的情况下，设定每60秒反复进行泵部13的驱动、停止的120秒周期。

即，在60[μl/h]的流量时，设定泵部13的驱动期间p-4每60秒反复进行的120秒周期。对两次泵部13的驱动期间p-4设定一次发热期间h-4。然后，与各个发热期间h-4的开始联动地设定200秒钟的测定期间m-4a、m-4b、···。

此外，在流量为120[μl/h]的情况下，使泵部13连续驱动。

即，在120[μl/h]的流量时，连续设定泵部13的驱动期间p-5。发热元件23的发热期间h-5以200秒间隔间歇设定。然后，连续设定200秒钟的测定期间m-5a、m-5b、m-5c、m-5d、m-5e、m-5f、······。

图11表示液体温度25℃的情况下流量检测部20检测的电压v5(纵轴)与流量(横轴)的关系。

如图11所示，基于电压v5能够进行流量详细的检测，能够进行接近作为目标的流量的控制。

[8.流量检测部的其他结构例]

图12和图13表示与图2所示的流量检测部20不同的结构的流量检测部20′。

图12所示的流量检测部20′在管路21上以等间隔设置筒部25a、25b、25c。在筒部25a、25b、25c的内部为药液不侵入的结构，如图13所示，各筒部25a、25b、25c的周围能够供药液通过。图13示出配置有筒部25a的位置的截面，但对于配置有其他筒部25b、25c的位置的截面也是相同的结构。各筒部25a、25b、25c由热传导率高的材料构成。

而且，在上游侧的筒部25a配置第一温度检测元件(上游侧温度检测元件)22，在中央的筒部25b配置发热元件23，在下游侧的筒部25c配置第二温度检测元件(下游侧温度检测元件)24。

在图12和图13中省略图示，但在各筒部25a、25b、25c与元件23、24、25之间配置用于使热结合良好的膏等物质。

对于与各元件23、24、25连接的电路，与图3和图4的例子相同。

根据这样构成的流量检测部20′，与图2所示的流量检测部20相比，各元件23、24、25与药液的通过位置隔离，因此能够减少向通过管路21的药液的溶出物。

[9.提高流量检测精度的例子]

接下来，对进一步提高运算处理部30根据流量检测部20的输出电压来检测流量时的流量检测精度的例子。

例如在以低流量向患者给予胰岛素的基础胰岛素给予时，由于流量非常少，因此运算处理部30检测的输出电压容易受到偏移、偏差的影响。对即使在有这样的偏移、偏差的影响的状况下，也能提高流量的检测精度的处理进行说明。

如已经用图11等说明的那样，运算处理部30的输出相对于各流量以线形变化，表现出较高的相关系数。另外，各图所示的近似直线的倾斜度相对于温度以线形变化，表现出较高的相关系数。

因此，按照以下的顺序(a)、(b)、(c)，能够根据运算处理部30的输出电压，求出检测精度高的流量。

(a)在预先将流量设为x，将运算处理部30的输出设为y时，按照温度求出以下的特性曲线。

y＝ax+b…(9)

a为各温度下的倾斜度。

另外，对于得到的各温度下的倾斜度a，求出其与温度t的以下的关系式。

a＝αt+β…(10)

在此，α和β为常量。

(b)在流量测定前(或者后)流量为零时，测定运算处理部30的输出y，求出测定时的温度的y切片b(t)。然后，根据预先取得的倾斜度a(t)的数据，决定测定时的温度下的以下的特性曲线。

y＝a(t)x+b(t)…(11)

(c)根据测定出的电路输出y和(11)式，求出流量x。

通过这样求出流量x，从而排除偏移、偏差的影响的精度高的流量检测成为可能。

[10.变形例]

另外，上述的实施方式例中说明的结构是表示优选的一个例子，本发明不限定于实施方式例中说明的结构。例如作为泵部使用了压电泵，但也可以使用其他结构的泵。

另外，如图2所示，也可以对在构成流量检测部20的管路21内配置的各元件22、23、24的表面实施任何涂覆，来减少向通过管路21内的药液的溶出物。

另外，在上述的实施方式例中，管路内的液体温度的测定是利用发热元件的非发热期间，由发热元件本身来测定的。与此相对，也可以设置用于测定管路内的液体温度的专用的温度检测元件。

例如也可以在图2或者图12所示的第一温度检测元件22的更上游侧配置液体温度测定用的元件(热敏电阻等)，减少发热元件的发热的影响来测定液体温度。这样，使得更高精度且低流量的给予成为可能。

另外，在上述的实施方式例中，对便携式给胰岛素装置的例子记性了说明，但本发明也可以应用于给予胰岛素以外的药液的给药液装置。另外，作为便携式而构成为小型的是一个例子，也可以构成为固定式。

附图标记说明：10…给药液装置；11…储液器；12、14、16、17、21…管路；13…泵部；15…微型针型阀；20、20′…流量检测部；21a、21b、21c…元件配置位置；22…第一温度检测元件(上游侧温度检测元件)；22a…端子；23…发热元件；23a…端子；24…第二温度检测元件(下游侧温度检测元件)；24a…端子；25a、25b、25c…筒部；30…运算处理部；31…第一电压转换电路；32…第二电压转换电路；33…差动放大电路；34…低通滤波器；31a、32a、33a、34a…运算放大器；35…输出端子；36…端子；37…运算放大器；38…端子；40…驱动部；c1…电容器；p1…单体的流量特性；p2…输出部的流量变动；r1、r2、r3、r5、r6、r8、r9、r12、r14、r17、r19、r21、rin…电阻器。