JP4210953B2 - 電界制御装置及び検出装置 - Google Patents

Description

本発明は電界制御装置及び検出装置に関し、例えば血管の状態を非侵襲的に検出する場合に適用して好適なものである。

従来、この種の検出装置の１つとして、低周波数帯での各組織の電気特性（比誘電率及び導電率）が明瞭に相違することに着目し、生体組織におけるインピーダンスの変化に基づいて、血管の状態を表皮上から非侵襲的に検出するものが、本出願人によりすでに提案されている（特許文献１参照）。

具体的にこの検出装置は、複数の電極からそれぞれ発生する準静電界に配置された生体のインピーダンスを、これら電極からそれぞれ検出し、当該検出結果に基づいて生体内方における血液の有無などを検出する。

一方、この検出装置には、複数の電極とは電気的に分離された状態で、これら電極それぞれを仕切る導電性の部材が設けられており、当該部材は、その仕切面によって各電極からそれぞれ発生する準静電界を絞るようになされている。
特願２００５−３５８３０６

ところがかかる構成の検出装置では、導電性部材が、単に電極の周囲に対して設けられたものであったため、当該電極から発信される準静電界に応じて電位が変化する。これによりこの検出装置では、導電性部材外方に準静電界が発信されるため、当該準静電界の発信効率が悪かった。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、一段と効率よく準静電界を発信し得る電界制御装置、及び、検出精度を向上し得る検出装置を提案しようとするものである。

かかる課題を解決するため本発明は、電界制御装置であって、第１の電極及び第２の電極と、第１の電極及び第２の電極の周囲に配置される枠部と、枠部に設けられる開口部と、誘導電磁界よりも準静電界の強度が優位となる周波数を用いて、第１の電極に第１の信号を出力し、第２の電極に第２の信号を出力する出力手段とを有する。この出力手段は、枠部の電位が時間変化せず一定となるように、第２の信号を調整する。

従って、この電界制御装置では、第１の信号が出力された第１の電極から発生する電界によって枠部が振動することを抑制する機能を第２の電極が司ることになるため、当該枠部が接地されているか否かにかかわらず、第１の信号が出力された第１の電極から発生する電界と、第２の信号が出力された第２の電極から発生する電界とが相互に打ち消しあって、枠部の振動によりその外方に電界が漏れることなく、開口部の方向に電界が印加されることとなる。この結果、この電界制御装置では、電界に対する枠部外方からの影響を低減できるとともに、当当該電界を開口部の方向に絞り込むことが可能となる。

また本発明は、検出装置であって、第１の電極及び第２の電極と、第１の電極及び第２の電極の周囲に配置される枠部と、枠部に設けられる開口部と、誘導電磁界よりも準静電界の強度が優位となる周波数を用いて、第１の電極に第１の信号を出力し、第２の電極に第２の信号を出力する出力手段と、開口部を介して形成される準静電界に配置される生体のインピーダンスを、第１の電極及び第２の電極から検出するインピーダンス検出手段と、検出された各インピーダンスの相違に応じて、生体の内部におけるコロイドの有無を検出するコロイド検出手段とを有する。この出力手段は、枠部の電位が時間変化せず一定となるように、第２の信号を調整する。

従って、この検出装置では、第１の信号が出力された第１の電極から発生する電界によって枠部が振動することを抑制する機能を第２の電極が司ることになるため、当該枠部が接地されているか否かにかかわらず、第１の信号が出力された第１の電極から発生する電界と、第２の信号が出力された第２の電極から発生する電界とが相互に打ち消しあって、枠部の振動によりその外方に電界が漏れることなく、開口部の方向に電界が印加されることとなる。この結果、この検出装置では、電界に対する枠部外方からの影響を低減できるとともに、当該電界を開口部の方向に絞り込むことが可能となるので、インピーダンスの相違に応じて生体の内部におけるコロイドの有無を正確に検出することが可能となる。

以上のように本発明は、準静電界に対する枠部外からの影響を低減し、かつ当該電界を開口部の方向に絞り込むようにしたことにより、一段と効率よく準静電界を発信し得る電界制御装置、及び、検出精度を向上し得る検出装置を実現し得る。

（１）血管状態の検出手法の概要
人体内方における各組織における周波数と比誘電率との関係を図１に示し、当該周波数と導電率との関係を図２に示す。ちなみにこれら図における周波数、比誘電率及び導電率は指数で表している。この図１及び図２からも明らかなように、各組織における比誘電率及び導電率は、固有ではあるが、高周波数帯では密集するものであるため、特定の組織を検出する場合には不利となる。

これに対して、各組織における比誘電率及び導電率は、低周波数帯では組織ごとにその差異が大きくなるものであるため、特定の組織を検出する場合には有利となる。特に、血液は、１[MHz]から１０[MHz]くらいまで他の組織のものと明瞭に相違するものであるため、検出対象には有利となる。

この低周波数帯での各組織の電気特性（比誘電率及び導電率）が明瞭に相違することに着目し、本実施の形態では、生体組織におけるインピーダンスの変化に基づいて、血管の状態を表皮上から非侵襲的に検出する。

具体的には、生体における各種生体組織の電気特性が分散する周波数帯の信号を複数の電極に印加し、各電極からそれぞれ発信する準静電界に配置された生体のインピーダンスを、当該電極からそれぞれ検出する。

このインピーダンスは、血管（血液）に対する電極位置が近づくに応じて小さくなるため、各電極からそれぞれ検出されたインピーダンスの相違に基づいて、どの電極下に血管があるかということを判定することができる。

また、インピーダンスは、血管（血液）に対する電極位置が近づくに応じて小さくなるため、最小のインピーダンスが検出される電極から、周辺の電極までの距離と、当該周辺の電極で検出されるインピーダンス値とに基づいて、血管の太さ及び生体表面から血管までの深度を判定することができる。

なお、これらの事項は、既に本出願人により開示されており、詳細については、例えば特願２００５−３５８３０６における発明を実施するための最良の形態の「（２）シミュレーション」を参照されたい。

（２）周波数と電界との関係
各組織における導電率及び比誘電率は、低周波数帯では分散するため、特定の組織を検出する場合には有利となることは上述したが、ここでは、当該周波数と電界との関係について説明する。

電界は、電界発生源からの距離に線形に反比例する放射電界と、電界発生源からの距離の２乗に反比例する誘導電磁界と、電界発生源からの距離の３乗に反比例する準静電界との合成電界が発生する。

準静電界には距離に対して高い分解能があることから、電界発生源から発生される電界のうち誘導電磁界及び放射電界の強度が弱まれば、生体組織のインピーダンスを高精度に測定することが可能となる。

ここで、放射電界、誘導電磁界及び準静電界それぞれの相対的な強度と、距離との関係をグラフ化すると図３に示すような結果となる。但し、この図３では、１[MHz]における各電界それぞれの相対的な強度と距離との関係を指数で表している。

この図３からも明らかなように、放射電界、誘導電磁界及び準静電界それぞれの相対的な強度が等しくなる距離(以下、これを強度境界点と呼ぶ)が存在する。この場合、強度境界点よりも遠方の空間では放射電界が優位（誘導電磁界や準静電界の強度よりも大きい状態）となり、これに対して強度境界点よりも近方の空間では準静電界が優位（放射電界や誘導電磁界の強度よりも大きい状態）となる。

この強度境界点は、マックスウェルの方程式を電界強度の観点から導いていった場合に、当該距離をｒ[m]、波数をｋ[1/m]とすると次式

として表すことができる。

そして、（１）式における波数ｋは、電界の媒質中の伝播速度をｖ[m/s]とし、周波数をｆ[Hz]とすると次式

として表すことができ、また電界の伝播速度ｖは、光速をｃ[m/s] (ｃ＝３×１０^８)とし、媒質の比誘電率をεとすると次式

として表すことができることから、強度境界点は、（１）式に（２）式及び(３)式を代入して整理した次式

として表すことができる。

この（４）式からも分かるように、放射電界及び誘導電磁界に比して強度の大きい状態にある準静電界の空間（以下、これを準静電界優位空間と呼ぶ）を広くする場合には周波数が密接に関係しており、低い周波数であるほど、準静電界優位空間が大きくなる（即ち、図４に示した強度境界点までの距離は、周波数が低いほど長くなる（つまり右に移ることになる））。これに対して高い周波数であるほど、準静電界優位空間が狭くなる（即ち、図４に示した強度境界点までの距離は、周波数が高いほど短くなる（つまり左に移ることになる））。

例えば１０[MHz]を選定した場合、人体の比誘電率が一様に５０であるものと仮定すると、上述の(４)式により、０．６７５[m]よりも近方では準静電界が優位な空間となる。かかる１０[MHz]を選定した場合に放射電界、誘導電磁界及び準静電界それぞれの相対的な強度と、距離との関係をグラフ化すると図４に示す結果となる。

この図４からも明らかなように、電界発生源から０．０１[m]地点の準静電界の強度は、誘導電磁界に比しておよそ１８．２[dB]大きくなる。従ってこの場合の準静電界は、誘導電磁界及び放射電界の影響がないものとみなすことができる。

このように低周波数帯を選定すれば、電界発生源から発生される電界のうち誘導電磁界及び放射電界の強度が弱まるため、生体組織のインピーダンスを高精度で検出可能となることが分かる。なお、詳細については、例えば特願２００５−３５８３０６における発明を実施するための最良の形態の「（３）周波数と電界との関係」を参照されたい。

以上のように、低周波数帯では、各組織における導電率及び比誘電率の観点のみならず、誘導電磁界及び放射電界の影響の観点からみても、特定の組織を検出する場合には有利となる。

（３）準静電界の指向性制御
ところで、生体の表面に配置された電極に対して低周波数帯の信号を印加し、当該電極から発信する準静電界に配される生体のインピーダンスに基づいて、特定の組織（特に血管）を検出し得ることは既に述べた。

しかし、準静電界は電極から周囲等方に広がるため、生体に非照射となる準静電界と、生体以外の変動要素との相互作用結果が、当該準静電界に配される生体のインピーダンスに影響し、ひいては検出精度の向上という目的にもとる結果を招くことになる。

かかる生体に非照射となる準静電界を抑えるには、電極に対して、照射方向（即ち生体の表面に配置する方向）を除く全方位について囲むように導体の枠（以下、これを導体枠と呼ぶ）を設け、当該導体枠を接地するといった手法が考えられる。

この手法では、導体枠における電荷が、電極から発信される準静電界を打ち消すように枠内表面に集まるため、生体に非照射となる準静電界が抑えられ、照射方向（即ち生体の表面に配置する方向）だけに準静電界が広がる。この結果、準静電界に配される生体のインピーダンスに生体以外の変動要素が影響することはなくなる。

但し、この手法は、導体枠には導体が電気的に接地され、自由電子が接地との間で移動して常に「０」であると仮定したとき、つまり、接地を十分にとれる条件となるときに限定される。例えばポータブル機器に搭載する等といったように、接地が不安定となる場合又は接地がとれない場合、この場合におけるシミュレーション（以下、これを第１のシミュレーションと呼ぶ）では図５に示す電界分布パターンとなる。念のため、この図５に示す電界分布パターンを参考図１として添付した。

なお、この第１のシミュレーションのモデルは、半径0.5[mm]でなる円筒状の電極を採用し、当該電極を囲む導体枠として、内径1.0[mm]及び外径1.5[mm]でなる断面凹型円筒状のものを採用した。また導体枠は、接地されていない状態、つまり電気的に浮いた状態とし、当該電極には、10[MHz]の周波数でなる信号を印加した。さらに生体における電気特性は、筋肉と等価（比誘電率170、導電率0.6 [S/m]）とした。

この第１のシミュレーションによる電界分布パターンからも明らかなように、接地がとれない状況下では、導体枠外方に準静電界が広がってしまう。これは、電極と、導体枠との間に電位差が生じてしまうためである。

一方、第１のシミュレーションのモデルで採用した円筒状の電極に代えて、半径0.5[mm]でなる円盤状の一対の電極（双極子）を採用した場合、この場合におけるシミュレーション（以下、これを第２のシミュレーションと呼ぶ）では図６に示す電界分布パターンとなる。念のため、この図６に示す電界分布パターンを参考図２として添付した。

この第２のシミュレーションによる電界分布パターンからも明らかなように、一対の電極（双極子）から発生する準静電界は、互いに位相が正反対となるため相互に打ち消しあう結果、導体枠外方には準静電界が広がることはほとんどなくなる。

しかし、一対の電極（双極子）の側面のうち導体枠の内壁に最も近接する部分では、当該電極と、導体枠との間に電位差が生じているので、準静電界は、一対の電極（双極子）の法線方向における生体表面近傍に広がることとなり、この結果、生体のインピーダンスを電極下方に限定して検出することができない。

そこで、導体枠の電位変化が生じないように（つまり電位が一定となるように）、一対の電極に対して独立した信号を個々に印加すれば、電極直下に限定して準静電界の指向性を制御可能と考え、これをシミュレーション（以下、これを第３のシミュレーションと呼ぶ）してみた。

この第３のシミュレーションのモデルは、図７に示すように、円盤状の電極Ｅａと、該電極Ｅａを中心としてその電極Ｅａを対称に囲むリング状の電極Ｅｂと、これら電極Ｅａ、Ｅｂを、電界照射方向となる開口部ＯＰを除く全方位について該電極Ｅａを中心として対称に覆い囲む導体枠ＦＭとでなっている。またこの第３のシミュレーションのモデルでは、電極Ｅａ、Ｅｂは、同一平面上に配置され、かつ導体枠ＦＭの開口部ＯＰの面に接するように配置される。

この電極Ｅａは半径0.5[mm]で、電極Ｅｂは内径1.0[mm]及び外径1.5[mm]でなるものを採用し、また導体枠ＦＭは、内径3.0[mm]及び外径3.5[mm]でなるものを、電気的に浮いた状態とした。また生体ＬＢにおける電気特性は、10［MHz］筋肉と等価（比誘電率170、導電率0.6 [S/m]）とした。

そして電極Ｅａに印加する信号は、周波数を10[MHz]かつ振幅を１[V]とし、電極Ｅｂに印加する信号は、周波数については10[MHz] でその位相を、電極Ｅａに印加する信号に対して１８０ [°]ずらし、振幅については適宜可変することによって、導体枠ＦＭと、大地の電位に相当するグランド板ＧＮＤとの間の電界強度を検証した。なお、この電界強度が十分に小さい場合、このことは、導体枠ＦＭの電位変化がなく、一定とみなすことができることを意味する。

この第３のシミュレーション結果を図８に示し、当該シミュレーション結果の一部の電界分布パターンを図９乃至図１２に示す。念のため、この図９乃至図１２に示す電界分布パターンを、それぞれ参考図３乃至参考図６として添付した。

これら図８乃至図１２からも明らかなように、第３のシミュレーションでは、コアの電極Ｅａに印加する信号の振幅を１[V]としたとき、当該コアの電極Ｅａを囲む電極Ｅｂに印加する信号の振幅を0.17[V]とすれば、導体枠ＦＭの外方のみならず、生体表面近傍にも準静電界が広がることはなくなる。この結果、生体のインピーダンスを電極下方に限定して検出することが可能となる。

ただし、電極Ｅａ、Ｅｂに印加する信号の振幅比は、電極形状、電極配置態様及び導体枠形状によって変わるものである。したがって、実際には、一対の電極に印加する信号の振幅比は、一対の電極及び導体枠が組み立てられた状態において、当該導体枠のうちその内壁に対して電極が最も近接する部分での電界強度が小さくなるように実測することで決定される。

このように、導体枠の電位が一定となるように、一対の電極に対して独立した信号を個々に印加すれば、電極直下に限定して準静電界の指向性を制御することができる。この結果、接地環境にかかわらず、電極下での生体のインピーダンスに限定して検出できるため、検出精度の向上し得る検出装置を実現可能となるのみならず、接地状態を考慮せずに検出装置を設けることができる点で便宜となる。

なお、上述のシミュレーションでは、株式会社情報数理研究所の電磁波汎用解析ソフトウェア「ＥＥＭ−ＦＤＭ」を採用している。これは、指定した周波数に関して、マックスウェル方程式を差分法で離散化し、空間における電界や磁界及び給電電極間のインピーダンスを計算するソフトウェアである。

（４）実施の形態
（４−１）検出装置の全体構成
次に、一実施の形態として、生体組織のインピーダンスから特定組織を検出する検出装置を図１３に示す。この検出装置１は、インピーダンス検出部２と、血管検出部３とによって構成される。

（４−２）インピーダンス検出部の構成
インピーダンス検出部２は、生体における検出対象に当接される複数の電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎを有している。これら各電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎは、それぞれ、図７に示した一対の電極Ｅａ、電極Ｅｂ及び導体枠ＦＭを構成単位としている。

すなわち、各電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎは、それぞれ、円盤状の電極Ｅａと、該電極Ｅａを中心としてその電極Ｅａを対称に囲むリング状の電極Ｅｂと、これら電極Ｅａ、Ｅｂを、電界照射方向となる開口部ＯＰを除く全方位について該電極Ｅａを中心として対称に覆い囲む導体枠ＦＭとでなっており、該電極Ｅａ、Ｅｂは、同一平面上に配置され、かつ導体枠ＦＭの開口部ＯＰの面に接するように配置される。ただし各電極ユニットＵＴにおける電極Ｅａ、電極Ｅｂ及び導体枠ＦＭのサイズは、図７で述べたものでなくてもよく、適宜選定される。

また、これら電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎは、その導体枠ＦＭの開口部ＯＰの開口面が同一平面上にある状態で格子状に配され、互いに隣接する導体枠ＦＭを連結して一体に形成されており、該導体枠ＦＭは接地される。ただしこの図５では、便宜上、電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎを一列に並べた状態で示している。

ここで、導体枠ＦＭの材質は、柔軟性のあるものに選定されている。これによりこの電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎは、一体に形成されていながら、非直線性の生体表面に対して、各々の導体枠ＦＭの開口部ＯＰの面に接するように配置された電極Ｅａ、Ｅｂを、それぞれ密接させることができるようになされている。

さらに、これら電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎにおける一対の電極Ｅａ、Ｅｂには、例えば１０[MHz]の周波数に選定された信号が、信号出力制御部２０から与えられる。この信号は、検出対象となる生体組織の導電率及び比誘電率が、いずれの低周波数帯以下であれば他の組織のものと明瞭に区別できるのか、また検出対象となる生体組織が、その表面からおおよそいずれの深さに存在しているのかなどを指標として選定される。

したがって、これら電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎにおける電極Ｅａ、Ｅｂが生体に当接された状態において、当該電極Ｅａ、Ｅｂに対して、信号出力制御部２０から信号が与えられた場合、その信号に応じて、当該電極Ｅａ、Ｅｂから発生する準静電界は、電極近方の空間（選定された周波数に対応する距離までの空間）では優位な状態（放射電界や誘導電磁界の強度よりも大きい状態）で、生体に照射されることとなる。

この場合、インピーダンス検出部２におけるインピーダンス演算部２１には、信号発信源２０Ａ及び各電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎ間にそれぞれ設けられた電流計ＣＭ１〜ＣＭｎでの計測結果ＳＡ１〜ＳＡｎが、対応するスイッチＳＷ１〜ＳＷｎを介して入力されると共に、当該信号発信源２０Ａに対する電圧計ＶＭでの計測結果ＳＶが入力される。

インピーダンス演算部２１は、電流計ＣＭ１での計測結果ＳＡ１と電圧計ＶＭでの計測結果ＳＶとの比、電流計ＣＭ２での計測結果ＳＡ２と電圧計ＶＭでの計測結果ＳＶとの比、……、電流計ＣＭｎでの計測結果ＳＡｎと電圧計ＶＭでの計測結果ＳＶとの比から、各電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎに対応するインピーダンス値をそれぞれ求める。ちなみにこのインピーダンス値は、複素数で得られるが、生体の検出にあたっては、実数成分、虚数成分及びこれら成分の組み合わせのうち感度の高い成分を採用することが望ましい。

そしてインピーダンス演算部２１は、電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎに対応するインピーダンス値をそれぞれデータ（以下、これをインピーダンスデータと呼ぶ）ＩＰ１〜ＩＰｎとして、血管検出部３に出力する。

このようにしてインピーダンス検出部２は、生体組織のインピーダンスを検出することができるようになされている。

（４−３）信号出力制御部の具体的な構成
次に、かかるインピーダンス検出部２における信号出力制御部２０の構成を、図１４を用いて具体的に説明する。

この信号出力制御部２０は、信号発信源２０Ａ、アンプ２０Ｂ及びトランス２０Ｃを有し、当該信号発信源２０から発信される１０[MHz]の正弦波信号は、アンプ２０Ｂを介して増幅された後に、トランス２０Ｃの一次コイルに出力される。

このトランス２０Ｃの２次コイルの一端は、各電極ユニットＵＴ（ＵＴ１〜ＵＴｎ）における電極Ｅａにそれぞれ接続される一方、２次コイルの他端は、該電極ユニットＵＴにおける電極Ｅｂにそれぞれ接続される。

また、トランス２０Ｃの２次コイルには、複数のタップ（図示せず）が所定巻数間隔で設けられており、これらタップのうちいずれか一のタップが、各電極ユニットＵＴにおける導体枠ＦＭに対するグランドに接続される。

この一のタップは、上述したように、電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎが組み立てられた状態において、当該電極ユニットＵＴにおける導体枠ＦＭのうちその内壁に対して電極Ｅｂが最も近接する部分での電界強度が最小となるタップとされる。

トランス２０Ｃにより昇圧された信号は、位相差が１８０ [°]、かつ所定の振幅比でなる信号として出力される。この振幅比は、例えば電極Ｅａ、Ｅｂ間の距離と、電極Ｅｂ及び導体枠ＦＭ間の距離との関係や、これら電極Ｅａ、Ｅｂ及び導体枠ＦＭの形状等、電極ユニットＵＴの構造に応じて適宜かわる。

よって、トランス２０Ｃにより昇圧された信号が各電極ユニットＵＴにおける一対の電極Ｅａ、Ｅｂに印加された場合、コアの電極Ｅａから発信される準静電界は、電極ユニットＵＴにおける導体枠ＦＭに到達するまでには、当該コアの電極Ｅａを囲む電極Ｅｂから発信される準静電界と打ち消しあい、当該導体枠ＦＭの電位の変動が抑制されることとなる。

この結果、例えば図１１に示したように、各電極ユニットＵＴから発生する準静電界は、電極ユニットＵＴごとに、一対の電極Ｅａ、Ｅｂ下方の生体に限定して照射されることとなる。

このようにして信号出力制御部２０は、電極ユニットＵＴにおける一対の電極Ｅａ、Ｅｂ下方に限定して準静電界を照射することができるようになされている。

（４−４）血管検出部の構成
一方、血管検出部３は、図１５に示すように、ＣＰＵ(Central Processing Unit)３１に対して、所定のプログラムを格納するＲＯＭ(Read Only Memory)３２、当該ＣＰＵ３１のワークメモリとしてのＲＡＭ(Random Access Memory)３３、キャッシュメモリ３４及びＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable ROM）３５をそれぞれ相互接続することによって構成される。

このＣＰＵ３１は、ＲＯＭ３２に格納されたプログラムに従って、キャッシュメモリ３４、ＥＥＰＲＯＭ３５及びインピーダンス検出部２（図１３）を適宜制御することによって血管検出処理を実行する。

すなわちＣＰＵ３１は、信号発信源２０Ａ（図１４）から出力される信号が、各電極ユニットＵＴに対して順次供給されるように、当該電極ユニットＵＴに対する信号の出力先を切換制御する。

これによりＣＰＵ３１は、信号発信源２０Ａからの信号をすべての電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎそれぞれに対して同時に印加する場合に比して、互いに隣接する電極から発生する準静電界の相互作用に基づくインピーダンスについてインピーダンス検出部２に検出させてしまうことを、未然に回避することができるようになされている。

そしてＣＰＵ３１は、インピーダンス演算部２１から順次供給されるインピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎをキャッシュメモリ３４に蓄積し、当該蓄積したインピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎについて、図１６に示すように、ｍ行ｎ列の電極（以下、これを単位電極群と呼ぶ）ＳＵを単位として処理する。

具体的には、図１７に示すように、インピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎの値を、電極配置に対応する行列として置換し、当該行列に基づいて、単位電極群ＳＵごとに最小のインピーダンスを検出する。上述したように、血液に対する電極配置位置が近づくに応じてインピーダンスが小さくなることから、最小のインピーダンスの位置（ｋ_０，ｊ_０）は、血管における血行方向の断面中心を意味することとなる。

ＣＰＵ３１は、最小のインピーダンスの位置（ｋ_０，ｊ_０）を検出した場合、例えば図１８に示すように、当該最小のインピーダンスの位置（ｋ_０，ｊ_０）からの距離及び当該距離でのインピーダンス値に基づいて、その位置（ｋ_０，ｊ_０）周辺のインピーダンスの変化を認識するとともに、ＥＥＰＲＯＭ３５に予め記録された辞書データＤＣを読み出す。

この辞書データＤＣは、例えば図１９に示すように、基準位置（ｋ，ｊ）周辺のインピーダンスの変化と、当該変化に応ずる生体内での血管深度及び血管径とを表すデータとなっている。ちなみに図１８及び図１９は、便宜上、当該位置（ｋ，ｊ）からｊ方向周辺のインピーダンスの変化の程度と、当該位置からの距離とを示している。

ＣＰＵ３１は、この辞書データＤＣに基づいて、このとき認識したインピーダンスの変化に対応する血管深度及び血管径を判定するようになされている。

このようにＣＰＵ３１は、最小のインピーダンスが検出される位置（ｋ_０，ｊ_０）に対応する電極から、当該電極周辺の電極までの距離と、当該距離でのインピーダンス値とを判定基準として、つまり、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として、血管深度及び血管径を判定することができるようになされている。

この検出装置１によれば、各種生体組織の電気特性が分散する周波数帯の準静電界を介して電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎごとにインピーダンスが検出されるため、生体における各種組織の電気特性がインピーダンスに反映されていても、当該準静電界に血液がある場合と、ない場合とを、各電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎから検出された各インピーダンスの相違に応じて、正確に区別できる。

さらに、各種生体組織の電気特性が分散する周波数帯は低周波数帯であり、当該低周波数帯の信号に応じて発信される準静電界の強度は放射電界及び誘導電磁界に比して優位となることから、当該準静電界を介して電極ユニットＵＴ１〜ＵＴｎごとに検出されるインピーダンスには、放射電界及び誘導電磁界の影響が反映されないため、血液の有無をより一段と正確に区別できる。

さらに、準静電界における生体表面と電極との間に、服等の素材が介在していた場合であっても、一般に、その素材の比誘電率が低いため、当該生体表面及び電極間に介在された素材の影響を受けることなく、準静電界に配置された生体のインピーダンスが検出可能となる。

またこの検出装置１によれば、血管の幅（血管径）及び血管深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定するため（図１８、図１９）、血液に関するより多くの情報を非侵襲で正確に取得することができる。従って、血管径及び血管深度を生体識別データとして生成するようにしても、当該生体識別データをもとに本人であるか否かを識別する精度（ＦＲＲ(False Rejection Rate),ＦＡＲ(False Acceptance Rate)）の低減を回避することが可能となる。

（４−５）動作及び効果
以上の構成において、この検出装置１は、コアの電極Ｅａ及び該コアの電極Ｅａを囲む電極Ｅｂを、導体枠ＦＭにより電界照射方向を除いて囲み（図７（Ｂ）等参照）、当該電極Ｅａに対して第１の信号を出力する。一方、電極Ｅｂに対しては、一対の電極Ｅａ、Ｅｂから準静電界が発生された場合の導体枠ＦＭの電位が、空間的ではなく時間的に一定となるように、第１の信号を基準として、その波形が選定された第２の信号（図８参照）を出力する。

従って、この検出装置１では、第１の信号が出力された一方の電極Ｅａから発信する準静電界によって導体枠ＦＭが振動することを抑制する機能を他方の電極Ｅｂが司ることになる。つまり、他方の電極Ｅｂが、一対の電極Ｅａ、Ｅｂから発生される準静電界を制御する制御電極として機能する。

すなわち、この検出装置１では、導体枠ＦＭを完全接地した場合にそのグランドから得ていたであろう電荷が、当該電極Ｅｂから得られることになる。このため、導体枠ＦＭの開口側に接するように生体が配された場合であっても、一方の電極Ｅａから発生する準静電界は、導体枠ＦＭに到達する前に、他方の電極Ｅｂから発生する準静電界と打ち消し合うこととなり、この結果、導体枠ＦＭの振動によりその外方に準静電界が漏れることなく、該導体枠ＦＭの開口面を介して、その開口方向に電界が印加されることとなる（図１１参照）。

かくして、この検出装置１では、準静電界に対する導体枠ＦＭ外からの影響を低減できるとともに、当該準静電界を印加対象に絞り込むことが可能となるので、インピーダンスの相違に応じて生体の内部におけるコロイドの有無を正確に検出することが可能となる。

以上の構成によれば、一対の電極Ｅａ、Ｅｂのうちの一方の電極Ｅｂを制御電極として機能させることによって、準静電界に対する導体枠ＦＭ外からの影響を低減できるとともに、印加対象とすべき開口側に準静電界を絞り込むようにしたので、検出精度の高い検出装置１を実現することができる。

（５）他の実施の形態
上述の実施の形態においては、一対の電極の形状として、円盤状の電極Ｅａと、リング状の電極Ｅｂとを適用するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、この他種々の形状の電極を適用することができる。なお、一対の電極同士の形状は同一であってもよく、相違していてもよい。

また、一対の電極の位置関係として、上述の実施の形態では、電極Ｅａと、該電極Ｅａを中心としてその電極Ｅａの周囲を均等に囲む電極Ｅｂとを、同一平面上に配置する、つまり一対の電極Ｅａ、Ｅｂを電界照射方向と直交する方向に同心円状に形成するようにしたが、例えば一対の電極を並べて配置する等、必ずしも、同心円状でなくてもよい。
また例えば、一対の電極における第１の電極と第２の電極とを互いに異なる面上に配置するようにしてもよく、あるいは、一対の電極を、導体枠ＦＭの開口部ＯＰの面に接するように配置することに代えて、該導体枠ＦＭにより囲まれる空間内に配置するようにしてもよい。
また例えば、第１の電極を通り電界照射方向（開口部ＯＰの開口面）と平行な軸を対称軸とし、その第１の電極を対称に囲むように第２の電極を配置するようにしてもよい。
要は、一対の電極によって、電気双極子もしくは電気多重極子が形成されるように、一対の電極を配すればよい。なお、一対の電極の一方又は双方を、電気双極子もしくは電気多重極子としてもよい。

このように、第１の電極と第２の電極との位置関係や、枠部に対する第１の電極及び第２の電極の位置関係としては、種々の態様を適用することができる。

もっとも、第１の電極と第２の電極との位置関係や、枠部に対する第１の電極及び第２の電極の位置関係を対称となるように配置すれば、配置しない場合に比して、当該一対の電極及び導体枠全体としての均等性が増す分だけ、一方の電極に対して出力する第１の信号と、他方の電極に対して出力する第２の信号との波形を近似させることができる。この結果、比較的容易に、一対の電極から電界が発生された場合の導体枠の電位が一定となるように第１の信号を基準として第２の信号の波形を選定することができる。

また上述の実施の形態においては、枠部として、電極Ｅａ、Ｅｂを、電界照射方向となる開口部ＯＰを除く全方位について電極Ｅａを中心として対称に覆い囲む導体枠ＦＭを適用するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、例えば、当該導体枠ＦＭの側壁を柵状にする等して、電界照射方向となる開口部ＯＰを除く全方位について覆い囲むものでなくともよい。

ここで、導体枠ＦＭの側壁を柵状にする場合のシミュレーション（以下、これを第４のシミュレーションと呼ぶ）のモデルを図２０に示し、この第４のシミュレーションのモデルを、第３のシミュレーションと同一の条件下においてシミュレーションした結果の一部（第３のシミュレーションと対応する部分）の電界分布パターンを図２１乃至図２５に示す。念のため、これら図２１乃至図２５に示す電界分布パターンを、参考図７乃至参考図１１としてそれぞれ添付した。

これら図２１乃至図２５からも明らかなように、第４のシミュレーションでは、コアの電極Ｅａに印加する信号の振幅を１[V]としたときには、当該コアの電極Ｅａを囲む電極Ｅｂに印加する信号の振幅を0.15[V]とすれば、導体枠ＦＭの外方のみならず、生体表面近傍にも準静電界が広がることはなくなる。

ただし、この第４のシミュレーションでは、導体枠ＦＭの振動により、その外方に電界が漏れることはないが、当該導体枠ＦＭの側壁が柵状になっているので、その隙間を介して、その外方に電界が漏れることとなる（特に図２５参照）。しかしながら、導体枠ＦＭの上方では、準静電界の漏れはないことから、従来のように、単に電極の周囲に対して枠を設けた場合（図５）に比して、準静電界に対する導体枠ＦＭ外からの影響を低減できるとともに、当該準静電界を照射対象に絞り込むことが可能ではある。

また、枠部は、上記のように導体枠ＦＭの側壁を柵状にした場合に限らず、電界照射方向が開口するものであれば、球状、円筒状、円錐状、円錐台状又は任意の立体状のものを選定することができ、その立体形状の断面もしくは底面形状についても円状に限らず、四角状、六角状、星状又は任意の立体状のものを選定することができる。

もっとも、枠部としては、一対の電極を、電界照射方向を除く全方位について覆い囲むもの、特に、電極が配置された面と直交する中心軸に対し、その中心軸で規定される円筒形状に一方の底面を付加した形状として形成し、その円筒形状における一方の底面に対する他方の底面を開口部とするものであるほうが好ましい。これは、複雑な形状等を採用する場合に比して、均等性を確保することが簡易であるため、比較的容易に、一対の電極から電界が発生された場合の導体枠の電位が一定となるように第１の信号を基準として第２の信号の波形を選定することができるからである。

さらに、この枠部は、導体に限るものではない。ここで、枠の電気特性として、比誘電率を１８０００００、導電率を０[S/m]とした場合のシミュレーションによる電界分布パターンを図２６に示し、また比誘電率を２００００、導電率を０[S/m]とした場合のシミュレーションによる電界分布パターンを図２７に示す。念のため、これら図２６及び図２７に示す電界分布パターンを、それぞれ参考図１２及び参考図１３として添付した。

これら図２５及び図２６からも明らかなように、非常に高い誘電率を有する誘電体であれば、導体の場合と同様の結果を得ることができる。よって、一定の導電性を有するものであれば、導体に限るものではない。

さらに上述の実施の形態においては、一対の電極の一方に第１の信号を出力するとともに、該一対の電極の他方に第２の信号を出力する出力手段として、信号出力制御部２０（図１４）を適用するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、これ以外のものを幅広く適用することができる。

例えば、電極Ｅａに出力する第１の信号と、電極Ｅｂに出力する第２の信号とを位相差が１８０[°]相反するように生成する手段として、上述の実施の形態ではトランス２７（図１４）を用いたが、図２８における信号出力制御部４０に示すように、非反転増幅回路４１及び反転増幅回路４２を用いることができる。

なおこの場合、第１の信号及び第２の信号の振幅比を調整する手段として、上述の実施の形態ではタップ（図示せず）であったが、図２８に示す信号出力制御部４０では、非反転増幅回路４１又は反転増幅回路４２の可変抵抗ＶＲ１、ＶＲ２となる。このような信号出力制御部４０を用いた場合であっても、上述の実施の形態の場合と同様の効果を得ることができる。

また、第１の信号及び第２の信号について、信号出力制御部２０及び４０のように、位相差を１８０[°]相反し、かつ振幅比を所定値にする構成に代えて、例えば振幅比を同一にし、位相差を所定角度だけずらすといった構成のものを用いることもできる。このようにしても上述の実施の形態の場合と同様の効果を得ることができる。

さらに、電極Ｅａに対して第１の信号を出力する信号発生源と、当該第１の信号を基準として、一対の電極Ｅａ、Ｅｂから電界が発生された場合の導体枠ＦＭの電位が一定となるように波形が選定された第２の信号を出力する信号発生源とでなる信号出力制御部を用いることもできる。このようにしても上述の実施の形態の場合と同様の効果を得ることができる。

このような例に限らず、信号出力制御部２０に代えて、この他種々のものを幅広く適用することができる。

さらに上述の実施の形態においては、準静電界を用いて生体のインピーダンスを検出するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、例えば準静電界を用いてある特定の範囲内でデータ通信する場合等に用いることも可能である。

このような用途であっても、通信対象の電界に対する導体枠ＦＭ外からの妨害波の影響を低減できるとともに、当該通信対象の電界を受信電極に絞り込むことが可能となる結果、通信効率を向上することができる。

さらに上述の実施の形態においては、血液の有無を検出するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、例えば骨髄液、脳脊髄液及びリンパ液などのゾルや、腸内ガス及び肺内ガスなど、生体の内部におけるこの他種々のコロイドの有無を検出することができる。この場合、コロイドの種類に応じて電極の配置部位や、当該電極に印加する信号の周波数を適宜変更するようにすれば、上述の実施の形態の場合と同様に、目的とすべきコロイドの有無を検出することができる。

さらに上述の実施の形態においては、血液を包含する血管の幅（血管径）及び生体内部での血液（血管）の深度を判定するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、例えば骨髄液を包含する骨髄組織の幅及び深度、脳脊髄液を包含する脳脊髄組織の幅及び深度、リンパ液を包含するリンパ管の幅及び深度、腸内ガスを包含する大腸組織の幅及び深度、肺内ガスを包含する肺組織の幅及び深度等、この他種々の組織の断層像を判定することができる。

さらに上述の実施の形態においては、血液における血球成分と血清成分との比率（血液粘度）を判定するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、例えば骨髄液、脳骨髄液やリンパ液における球成分と、溶液成分との比率や、腸内ガスや肺内ガスにおける粒子成分と、溶媒成分とを判定するようにしてもよい。

本発明は、生体を識別する場合、あるいは、生体の状態を判定する場合などに利用可能である。

各組織における周波数と導電率との関係を示す略線図である。 各組織における周波数と比誘電率との関係を示す略線図である。 距離に応じた各電界の相対的な強度変化（１[MHz]）を示す略線図である。 距離に応じた各電界の相対的な強度変化（１0[MHz]）を示す略線図である。 第１のシミュレーションによる電界強度分布パターンを示す図表である。 第２のシミュレーションによる電界強度分布パターンを示す図表である。 第３のシミュレーションのモデルを示す略線図である。 第３のシミュレーション結果を示す図表である。 第３のシミュレーションによる電界強度分布パターン（１）を示す図表である。 第３のシミュレーションによる電界強度分布パターン（２）を示す図表である。 第３のシミュレーションによる電界強度分布パターン（３）を示す図表である。 第３のシミュレーションによる電界強度分布パターン（４）を示す図表である。 本実施の形態による検出装置の構成を示す略線図である。 信号出力制御部の構成を示す略線図である。 血管検出部の構成を示すブロック図である。 インピーダンスの検出単位の説明に供する略線図である。 行列への置換の説明に供する略線図である。 最小のインピーダンスとなる位置からの距離と、当該距離でのインピーダンスとの関係を示す略線図である。 辞書データの内容を示す略線図である。 第４のシミュレーションのモデルを示す略線図である。 第４のシミュレーションによる電界強度分布パターン（Ｅｂ＝0.12[V]）を示す図表である。 第４のシミュレーションによる電界強度分布パターン（Ｅｂ＝0.15[V]）を示す図表である。 第４のシミュレーションによる電界強度分布パターン（Ｅｂ＝0.17[V]）を示す図表である。 第４のシミュレーションによる電界強度分布パターン（Ｅｂ＝0.20[V]）を示す図表である。 図２３のＢ−Ｂ´断面での電界強度分布パターンを示す図表である。 枠の電気特性としてεｒ＝1800000，σ＝0[S/m]あるときの電界強度分布パターンを示す図表である。 枠の電気特性としてεｒ＝20000，σ＝0[S/m]あるときの電界強度分布パターンを示す図表である。 他の実施の形態による信号出力制御部の構成を示す略線図である。

符号の説明

１……検出装置、２……インピーダンス検出部、３……血管検出部、２０、４０……信号出力制御部、２１……インピーダンス演算部、２５……信号発信源、２６……アンプ、２７……トランス、４１……非反転増幅回路、４２……反転増幅回路、３１……ＣＰＵ、３２……ＲＯＭ、３３……ＲＡＭ、３４……キャッシュメモリ、Ｅａ、Ｅｂ……電極、ＦＭ……導体枠、ＵＴ１〜ＵＴｎ……電極ユニット、ＶＲ１、ＶＲ２……可変抵抗、ＣＣ１、ＣＣ２……直流カットコンデンサ、ＣＭ１〜ＣＭｎ……電流計、ＶＭ……電圧計、ＩＰ１〜ＩＰｎ……インピーダンスデータ、ＤＣ……辞書データ。

Claims (12)

1. 第１の電極及び第２の電極と、
   上記第１の電極及び上記第２の電極の周囲に配置される枠部と、
   上記枠部に設けられる開口部と、
   誘導電磁界よりも準静電界の強度が優位となる周波数を用いて、上記第１の電極に第１の信号を出力し、上記第２の電極に第２の信号を出力する出力手段と
   を有し、
   上記出力手段は、
   上記枠部の電位が時間変化せず一定となるように、上記第２の信号を調整する、電界制御装置。
2. 上記枠部は、
   非接地である、請求項１に記載の電界制御装置。
3. 上記出力手段は、
   上記第１の信号と、当該第１の信号に対して逆位相の上記第２の信号を生成する生成手段と、
   上記第１の信号に対する上記第２の信号の振幅比を調整する調整手段と
   をさらに有する請求項１に記載の電界制御装置。
4. 上記枠部は、
   上記第１の電極を中心に、上記第１の電極を対称に囲むように配置される、請求項１に記載の電界制御装置。
5. 上記枠部は、
   上記第１の電極及び上記第２の電極を、上記開口部を除く全方位について覆い囲む、請求項１に記載の電界制御装置。
6. 上記第２の電極は、
   上記第１の電極を通り電界照射方向と平行な軸を対称軸とし、上記第１の電極を対称に囲むように配置される、請求項１に記載の電界制御装置。
7. 上記第１の電極及び上記第２の電極は、同一面上に配置され、
   上記枠部は、上記第１の電極を通り、上記電極が配置された面と直交する中心軸に対し、その中心軸で規定される円筒形状に一方の底面を付加した形状として形成され、
   上記開口部は、上記枠部の上記円筒形状における上記一方の底面に対する他方の底面である、請求項１に記載の電界制御装置。
8. 上記第１の電極及び上記第２の電極は、上記開口面又はそれに近接される、請求項１に記載の電界制御装置。
9. 上記第１の電極は、電気双極子又は電気多重極子である、請求項１に記載の電界制御装置。
10. 上記第１の電極及び上記第２の電極は、上記第１の電極及び上記第２の電極によって、電気双極子又は電気多重極子が形成されるように配置される、請求項１に記載の電界制御装置。
11. 上記枠部は、導電性を帯びた構成とされる、請求項１に記載の電界制御装置。
12. 第１の電極及び第２の電極と、
    上記第１の電極及び上記第２の電極の周囲に配置される枠部と、
    上記枠部に設けられる開口部と、
    誘導電磁界よりも準静電界の強度が優位となる周波数を用いて、上記第１の電極に第１の信号を出力し、上記第２の電極に第２の信号を出力する出力手段と、
    上記開口部を介して形成される準静電界に配置される生体のインピーダンスを、上記第１の電極及び上記第２の電極から検出するインピーダンス検出手段と、
    検出された各インピーダンスの相違に応じて、上記生体の内部におけるコロイドの有無を検出するコロイド検出手段と
    を有し、
    上記出力手段は、
    上記枠部の電位が時間変化せず一定となるように、上記第２の信号を調整する、検出装置。