JP4378607B2 - 測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、測定装置に関し、例えば測定対象の内方を非侵襲的に測定する場合に適用して好適なものである。

従来、測定対象として人体を測定する場合に、当該人体の内方を非侵襲的に測定する測定手法として、例えばＸ線撮影法、Ｘ線ＣＴ(Computed
Tomography)、ＭＲＩ(Magnetic Resonance
Imaging)、超音波エコー法、ドップラー法(例えば特許文献１参照)、誘電分光法(例えば特許文献２参照)、NIRS(near-infrared spectroscopy)と呼ばれる近赤外線分光法(例えば非特許文献１参照)などがある。
特公平６−５３１１７号公報 特許第３３６７２７９号公報 「近赤外線分光法を用いた間歇性跛行の評価」土田博光他,日本血管外科学会誌,1998,Vol.7,No.3,pp.475-487

ところでかかるＸ線撮影法及びＸ線ＣＴでは、放射線を用いるため、少なからず被爆するのみならず時間的及び環境的な制約を受ける問題がある。またＸ線ＣＴでは、血流などを測定する場合には造影剤などを別途注入する必要があり、当該造影剤により血流分布を判別できるが、例えば神経の活動電位(以下、これを神経活動電位と呼ぶ)自体を測定できない。この神経活動電位は、神経系の基本細胞となるニューロンの刺激により、当該ニューロンの膜内外において生じる一過性の電位変化（およそ＋20[mV]）である。また神経活動電位は軸索に沿って軸索末端へ減衰せずに伝わり、さらにシナプスを介して次のニューロンに対する刺激となる（以下、この神経活動電位の流れを神経流と呼ぶ）。

ＭＲＩは、生体組織内の水の核磁気共鳴を利用して生体組織内の水分子の分布を静的に測定するため、組織内の神経活動電位や神経流等の電気現象や血流等を測定するには、当該水分子の分布に基づいて電気現象や血流等を導くための何らかのアルゴリズムを必要とするので困難となる。

超音波エコー法は、分解能が低く、組織表面で反射してしまうため組織深部に至る均質な断層撮影には不向きである。また超音波エコー法は、例えば子宮を撮影する場合、膀胱に尿を貯めなければ膀胱壁の弊害等により鮮明な断層像を得ることができないため、膀胱に尿を貯めるという一定の制約を測定者に強いることになる。さらにこの超音波エコー法でも神経活動電位自体は測定できない。

誘電分光法は、ＭＲＩに比べて組織内の水分子の結合状態（自由水、準結合水、結合水の状態）により組織を識別できるが、長時間に亘り継続して血流などを測定することは困難であり、また電気長の制御や生体に電極を空隙や動きが生じないように人体表面に固定する必要があり煩雑であった。さらにこの誘電分光法でも神経活動電位自体は測定できない。

ドップラー法は、例えばレーザー光を血管に照射して血流によるドップラーシフトを測定するが、個別に血管のピンポイントにおいて血流を測定する方法であり、広い面積の血管や血流分布を得ることは困難である。またこのドップラー法でも神経活動電位自体は測定できない。

近赤外線分光法は、近年、広く認知されるようになってきた手法であり、近赤外線帯域の特定波長の光が生体組織に殆ど吸収されず透過すること、選択的に脱酸素化ヘモグロビン（静脈血）に特異的に吸収されることを利用して透過や反射によって生体組織の血流分布などを非侵襲的に測定する。近赤外線は高い透過度を有しているが生体内での散乱、屈折などにより実際にはＸ線のような単純な透過はしないため、この近赤外線分光法によれば、非静脈や網膜などのように光学的に浅在・露出する部分を除いた体組織内の造影は非常に複雑に散乱されてしまうので測定困難となる。

また近赤外線分光法は、脱酸素化ヘモグロビン（静脈血）の測定を主目的としているため、酸素化ヘモグロビン（動脈）を測定することは難しい。すなわちこの場合の近赤外線分光法では予め対象となる生体組織の散乱モデルを立てる等の複雑な推測アルゴリズムを必要としていたため、煩雑であるとともに精度的にも不安があった。さらにこの近赤外線分光法でも神経活動電位自体は測定できない。

一方、神経活動電位に起因して発生する磁界を測定する脳磁図等の手法がある。この手法は、神経活動電位などの生体電気活動に伴って生体内にイオン電流が流れると、そのイオン電流も電線の周りを流れる電流と同様にして周囲に磁場を誘起する。この磁場を高精度の磁界センサーを用いて捕捉することにより、神経活動電位の状態を非侵襲的に測定するものである。しかし、この手法では大脳新皮質の２次元的分布の神経活動電位を測定するには適しているが、３次元的に皮質下の状態を得るなどの深度方向の制御は困難であり表面的な活動を得るに留まっていた。また、この手法では同一手段により血流を同時に測定することは困難となるため、ＭＲＩ等を併用する必要がある。

他方、神経細胞や他の細胞の電位測定手法として電圧固定法（voltage-clamp method）の一種であるパッチクランプ法が知られている。このパッチクランプ法は、光学顕微鏡下で、細胞膜にガラス製のマイクロピペットをあて、チャンネル電流から目的のイオンチャンネルの開閉状態を調べる手法である。従ってこのパッチクランプ法では、細胞膜までマイクロピペットを接触させる必要があると共に、その制御を光学顕微鏡下において行う必要があるのみならず組織の切開なども必要であり、非侵襲及び非接触による測定手法が求められている。またこのパッチクランプ法では、当然、血流等を測定することはできない。

このように、従来では血流あるいは神経活動電位等の異なる生体反応を同時に測定する測定方法は存在していなかった。このため、人体の内方における多くの情報を同時に得るには未だ不十分であった。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、測定対象の内方における状況をより正確に把握させ得る測定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においては、放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段と、当該準静電界発生手段から発生され、測定対象に印加される準静電界と、測定対象の内方における動的反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出する準静電界検出手段と、当該準静電界検出手段により検出された相互作用結果から電位変化を抽出する抽出手段とを設けるようにした。

本発明は、所定の測定対象を測定する測定装置において、放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段と、当該準静電界発生手段から発生され、測定対象に印加される準静電界と、測定対象の内方における動的反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出する準静電界検出手段と、当該準静電界検出手段により検出された相互作用結果から電位変化を抽出する抽出手段とを設けるようにしたことにより、異なる動的反応を同時に測定することができるため、測定対象の内方における多くの情報を同時に得ることができる。

以下図面について本発明を詳述する。

本発明は、日常我々が静電気を体感するという経験的事実からも示唆されるように人体が静電的導体であること、人体の内方に有する各種生体反応により生じる電位変化に応じた電界が形成されていること、準静電界が距離に対して高い分解能を有することを利用して、人体の内方を測定するものである。まず、この測定手法のシミュレーション結果を図１〜図３に示す。

（１）シミュレーション結果
これら図１〜図３は、電界を発生するための２つの電極ＥＤａ及びＥＤｂを人体外部の近傍に配置し、当該各電極ＥＤから電圧を印加して準静電界を発生させた際のシミュレーション結果である。但し、このシミュレーションでは、人体の比誘電率が一様に５０であるものと仮定して取り扱った。

図１は、電極ＥＤａに印加される電圧が１[V]、かつ電極ＥＤａに印加される電圧が−１[V]となった時点において、当該各電極ＥＤから発生される準静電界の近くに血管が存在しなかった場合の状態を断面で示している。この図１において、電位が０[V]となる等電位面は、電極ＥＤａと電極ＥＤｂとの中間に生じており、当該各電極ＥＤから発生する電界のパターンは同等であることが分かる。

一方、図２は、電極ＥＤａに印加される電圧が１[V]、かつ電極ＥＤｂに印加される電圧が−１[V]となった時点において、当該各電極ＥＤから発生される準静電界の近くの血管が存在する場合の状態を断面で示している。但し、血管は１〜２[Hz]で拍動し、当該拍動に応じて血管壁と血液との界面に０．６[V]の電位（電気二重層界面電位と呼ばれる）が形成されていることを想定している。この図２において、図１のシミュレーション結果に比して、等電位面は電極ＥＤｂよりに変化し、また電界のパターンもそれぞれ変化していることが分かる。この変化は、人体内部において各電極ＥＤの付近にプラスの電位（電界）が存在し、当該電位と、各電極ＥＤから発生される準静電界との相互作用結果であることを意味する。

また図３は、図２において各電極ＥＤに印加されていた電圧が相反した時点（即ち電極ＥＤａの電圧が−１[V]、かつ電極ＥＤｂの電圧が１[V]となった時点）での状態を断面で示している。この図３においても、図２のシミュレーション結果と同様に、等電位面は電極ＥＤｂよりに生じていることが分かる。このことは、図２のシミュレーション結果と同様に、人体内部において各電極ＥＤの付近に存在するプラスの電位（電界）と、各電極ＥＤから発生される準静電界との相互作用結果であることを意味する。

これら図１〜図３に示したシミュレーション結果から、かかる相互作用結果を検出する準静電界検出手段を当該電極ＥＤ付近に設ければ、当該検出結果から生体反応の電位変化を非接触で測定することができるようになる。

また、かかる準静電界の強度は、電界発生源（電極ＥＤａ及びＥＤｂ）からの距離の３乗に反比例する。このことは、準静電界が距離に対して高い分解能を有することを意味する。この準静電界の性質を利用して、人体の内方への到達距離、即ち人体の内方における生体反応による作用を検出するための深度範囲(以下、これを生体反応検出エリアと呼ぶ) がそれぞれ異なる複数の準静電界(以下、これを準静電界スケールと呼ぶ)を発生する準静電界発生手段を設ければ、人体の内包を断層的に測定することができるようになる。ここで、この準静電界スケールについて説明する前に、まず準静電界の性質を説明する。

（２）準静電界の性質
電界は、発生源からの距離に線形に反比例する放射電界と、発生源からの距離の２乗に反比例する誘導電磁界と、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として発生している。

これら放射電界、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に示すような結果となる。但し、図４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対数尺度により示している。

図４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傍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、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、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]よりも近傍では準静電界が優位になる。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５に示す結果となる。

この図５からも明らかなように、電界発生源（電極ＥＤａ及びＥＤｂ）から最大の生体反応検出エリア（人体の内方における生体反応による作用を検出するための深度範囲）を例えば０．０１[m]とした場合、当該発生源から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。

ここで、上述したような準静電界の性質を利用して、例えば図６に示すように、人体の表面から０．０１[m]
内方までの間における生体反応による作用を検出する場合に、当該表面から０．０１[m]
内方までの間を０．００１[m]間隔で検出するための準静電界スケールを発生するための手法について説明する。

（３）準静電界スケール
図６に示したように、人体の表面から最小の生体反応検出エリアである０．００１[m]に１０[MHz]でなる周波数を基準周波数として割り当て、順次０．００１[m]ごとに広くなる生体反応検出エリア（即ち人体の表面からの深度）に対応する周波数を順次割り当てるようにする。このようにすれば周波数によって検出対象までの深度に準静電界の生体反応検出エリアを制御することができることとなる。

しかしこの場合、高い周波数であるほど準静電界が優位となる空間が狭くなる（即ち、図４に示した強度境界点が左に移ることとなる）ため、高い周波数に対応する生体反応検出エリアの末端付近では準静電界と誘導電磁界との強度差が１８．２[dB]よりも小さくなってしまうことから、生体反応による作用を測定するための指標となる準静電界スケールの強度が不安定となり、ひいては測定精度の信頼性が損なわれてしまう。

この場合に、１０[MHz]の周波数に対応する生体反応検出エリア（電極から０．００１[m]）での強度に、１０[MHz]以上の各周波数ｆ_(r)にそれぞれ対応する強度境界点の強度が一致するように出力を調整すれば、準静電界スケールが安定となるため測定精度の信頼性が確保される。

すなわち、１対の電界発生用電極に正弦波電圧を出力し、当該電極から正弦波電圧の周波数に応じて振動する準静電界を発生する場合、かかる出力を調整するための係数(以下、これを出力調整係数と呼ぶ)をＡ_(r)とすると、当該１対の電極から生体反応検出エリア(距離)ｒ[m]での準静電界の強度Ｅ_(r)は、次式

として表すことができる。この(５)式の生体反応検出エリア(距離)ｒを、強度境界点に関する上述の（４）式に従って変形すると、次式

として表すことができる。

そして、１０[MHz]の周波数に対応する生体反応検出エリア（電極から０．００１[m]）での強度に、１０[MHz]以上の各周波数ｆ_(r)にそれぞれ対応する強度境界点の強度が一致するように、当該周波数ｆ_(r)を決めれば良いことから、次式

が成り立ち、この(７)式を整理すると、次式

となる。この(８)式を用いて、生体反応検出エリア(距離)ｒに対応する周波数ｆ_(r) の正弦波電圧を出力する際の出力係数Ａ_(r)を決定することができる。

また、準静電界発生装置から０．００１[m]ごとの各生体反応検出エリア(距離)ｒにそれぞれ対応する各周波数ｆ_(r)については、次式

と表すことができ、この(９)式の出力係数Ａ_(r)を、上述の（８）式に従って変形すると、次式

となり、この(１０)式を整理した次式

を用いて決定することができる。

このようして決定された上述の各条件に基づいて発生される準静電界スケールをグラフ化すると図７に示すような結果となる。但し、図７では、見易くするため、０．００１[m]ごとの各生体反応検出エリア(距離)すべてではなく所定の生体反応検出エリア（0.001[m],0.002[m],0.004[m],
0.006[m], 0.008[m], 0.01[m]）に対応する準静電界のみを示し、また図７（Ａ）では縦軸(電界強度)を、図７（Ｂ）では縦軸(電界強度)及び横軸(距離)を対数尺度により示している。この図７からも明らかなように、準静電界の電界強度を所定の基準である例えば強度境界点に一定にすると、周波数によって検出対象までの深度に準静電界の生体反応検出エリア(距離)を正確に制御することができるようになることが分かる。

なお、電界発生電極から０．００１[m]間隔ごとに準静電界を発生する場合(図６)について上述したが、どの程度の間隔ごとに準静電界を発生するか否かについては、実際には人体の表面からどの距離の生体反応による作用を検出するか等を考慮して選定される。この場合、かかる選定結果に基づいて（８）式及び(１１)式を導いたうえで、信頼性の有する準静電界スケールを発生するための出力調整係数及び周波数がそれぞれ決定することとなる。

このようにして準静電界発生手段は、生体反応による作用を測定するための指標として信頼性の有する準静電界スケールを発生することができる。

そして、この準静電界スケールのうち、各周波数にそれぞれ対応する生体反応検出エリア(距離)内での生体反応による電位変化との相互作用結果を準静電界検出手段が検出するようにすれば、人体の内方における生体反応による電位変化を断層的に測定できるようになる。

（４）測定装置の構成
図８は、上述の準静電界発生手段及び準静電界検出手段を有する本実施の形態による測定装置１を示すものである。すなわち、この測定装置１では、複数の周波数にそれぞれ対応する複数の正弦波電圧 (以下、これを交番電圧と呼ぶ)を出力する出力源(以下、これを交番電圧出力源と呼ぶ)２と、当該交番電圧出力源２に接続され、空気に近い誘電率に選定された薄厚の絶縁シート３を介して人体表面の所定位置に配置された１対の電界発生用電極４ａ及び４ｂと、当該交番電圧出力源２の出力を制御する出力調整部５によって準静電界発生手段が構成される。

この交番電圧出力源２における交番電圧の各正弦波電圧は、上述の（８）式に従って決定された周波数にそれぞれ選定されている。また出力制御部５は、かかる交番電圧の各正弦波電圧を周波数の低い正弦波電圧から順次単位時間ごとに出力するようになされており、このとき上述の（１１）式に従って決定された出力調整係数に従って対応する正弦波電圧を出力調整した後に電界発生用電極４ａ及び４ｂに出力するようになされている。

この結果、電界発生用電極４ａ及び４ｂからは、信頼性の有する準静電界スケールが生体反応検出エリア(距離)の小さいほうから時分割で順次発生されることとなる。この場合、血管ＶＥを含む生体反応検出エリアに対応する周波数の準静電界は、当該血管ＶＥの生体反応により生じる電位変化（電気二重層界面電位）の作用により変化している。これと同時に、人体内部における各種細胞（図示せず）を含む生体反応検出エリアに対応する各周波数の準静電界は、人体内部における各種細胞レベルでの生体反応(例えば神経細胞でのニューロンの刺激や、所定の細胞での電子伝達系) により生じる電位変化の作用によりそれぞれ変化している。

一方、この測定装置１では、電界発生用電極４ａ及び４ｂから順次発生される各生体反応検出エリアに対応する周波数の準静電界の強度変化を、電界検出用電極１１ａ、１１ｂ及びアンプ１２ａ、１２ｂを介して信号(以下、これを強度変化信号と呼ぶ)Ｓ１として検出する準静電界検出部１５によって準静電界検出手段が構成される。そしてＡＤＣ(Analog Digital Converter)１３ａ、１３ｂは、強度変化信号Ｓ１を検出データ(以下、これを強度変化データと呼ぶ)Ｄ１として生成し、これを測定部２０に送出する。

この場合、測定部２０は、ＡＤＣ１３から供給される検出データＤ１に対してＦＦＴ処理を施すことにより、各周波数に対応する生体反応検出エリアごとの生体反応による電位変化のうち予め設定された設定レベル以上の電位変化を抽出するようにして測定し、当該測定結果をデータ(以下、これを断層生体反応データと呼ぶ)Ｄ２として生体断層像作成部３０に送出する。

この設定レベルは、ユーザによって設定し得るようになされており、例えば±５[mV]の電位変化以上に設定されている。従ってニューロンの刺激による神経活動電位の変化や血管の拍動による電気二重層界面電位の変化等が抽出対象となり、この場合、断層生体反応データＤ２は、例えば所定の細胞での電子伝達系等のような微小の生体反応による電位変化が除かれたデータとなる。

生体断層像作成部３０は、この断層生体反応データＤ２に基づいて、例えば代数的手法を用いた生体断層像生成処理を実行することにより生体断層像のデータ（以下、これを生体断層像データと呼ぶ）Ｄ３を生成し、これを表示装置（図示せず）に出力する。この結果、断層生体反応データＤ２に応じた電界発生用電極４ａ及び４ｂ下における血管や神経等の生体反応の状況が表示されることとなる。

このようにしてこの測定装置１は、人体の内方における断層ごとの異なる生体反応を同時に非侵襲で測定し、この測定結果を情報として提供することができるようになされている。

かかる構成に加えてこの測定装置１には、電界発生用電極４ａ及び４ｂとは電気的に分離された状態で当該電極４ａ及び４ｂの周囲を覆う導体性のシールド部ＳＬ１と、電界検出用電極１１ａ、１１ｂとは電気的に分離された状態で当該電極１１ａ、１１ｂの周囲を覆う導体性のシールド部ＳＬ２、ＳＬ３が設けられている。

これにより測定装置１は、準静電界スケール（複数の周波数にそれぞれ対応する各距離においてほぼ一定の強度の準静電界）の強度変化以外となる外界ノイズを検出するといった事態を極力回避することができるため、微量である生体反応の電位変化を精度良く測定することができるようになされている。

また、この実施の形態の場合の測定装置１においては、図９に示すように、隣接する電界発生用電極４ａ、４ｂに対応する電界検出用電極１１ａ、１１ｂを線状に配置することにより１単位の電極群（以下、これを単位測定用電極と呼ぶ）ＭＥとして形成し、これを同一平面上にｋ列配列することにより１セットの電極群（以下、これを面測定用電極と呼ぶ）ＦＭＥとして形成するようになされている。

そして測定装置１においては、例えば図１０に示すように、複数の面測定用電極ＦＭＥiを隣接させた状態で絶縁シート３を介して設けるようになされている。

この場合、各面測定用電極ＦＭＥiにおける各単位測定用電極ＭＥ１〜ＭＥｋの電界発生用電極４ａ、４ｂ（i×k個分の電極４ａ、４ｂ）はそれぞれ共通の交番電圧出力源２（図８）に接続され、一方、電界検出用電極１１ａ、１１ｂ（i×k個分の電極１１ａ、１１ｂ）はそれぞれ共通の対応するアンプ１２ａ、１２ｂ（図８）に接続される。

これによりこの測定装置１においては、人体の内方における断層ごとの異なる生体反応をより広範囲にかつリアルタイムに測定することができるため、例えば血流と同時に神経流を追うようにして動的に測定することができるようになされている。

（５）測定処理手順
ここで、上述した出力制御部５及び測定部２０からなる制御部４０における測定処理は、図１１に示す測定処理手順ＲＴ１に従って実行される。

すなわち、制御部４０は、例えば測定装置１の主電源が投入されると、この測定処理手順ＲＴ１を開始し、準静電界スケールの発生対象の電極として、ステップＳＰ１において面測定用電極ＦＭＥ１(図１０)を選択し、ステップＳＰ２において単位測定用電極ＭＥ１(図９)を選択した後、当該単位測定用電極ＭＥ１(図９)の電界発生用電極４ａ及び４ｂに対する出力対象の周波数として、ステップＳＰ３において最小の周波数ｆ１(図６)でなる正弦波電圧を選択し、ステップＳＰ４において当該選択した正弦波電圧を電界発生用電極４ａ及び４ｂに出力する。

この場合、各電界発生用電極４ａ及び４ｂから０．００１[m]までの生体反応検出エリアの準静電界(図６)が発生し、当該電界発生用電極４ａ及び４ｂ下に有する人体内方の各断層に血管等がある場合にはその生体反応による電位変化に応じた電界と相互作用することとなる。

そして制御部４０は、ステップＳＰ５において、生体反応検出エリアの準静電界における強度変化の検出結果として、対応する電界検出用電極１１ａ及び１１ｂを介して供給される検出データＤ１(図８)を内部メモリに一時的に保存し、ステップＳＰ６において、ステップＳＰ４で出力開始してから所定の時間が経過したか否かを判定し、ここで肯定結果が得られた場合には、ステップＳＰ７において、正弦波電圧の出力を停止する。

続いて制御部４０は、ステップＳＰ８において、ステップＳＰ５で一時的に保存された検出データＤ１に対して周波数分析処理を施すことにより、０．００１[m]までの生体反応検出エリア内における設定レベル以上の生体反応の電位変化を抽出するようにして測定し、これを内部メモリに一時的に保存した後、ステップＳＰ９において、全ての周波数ｆｎの正弦波電圧を電界発生用電極４ａ及び４ｂに出力したか否かを判定する。

ここで否定結果が得られると、このことは未だ単位測定用電極ＭＥ１(図９)下の全ての生体反応検出エリアにおける生体反応の電位変化を抽出し終わっていないことを意味し、このとき制御部４０は、ステップＳＰ３に戻って出力対象の周波数の選択を周波数ｆ１から次の周波数ｆ２に切り替え、上述の処理を繰り返す。

このようにして制御部４０は、単位測定用電極ＭＥ１(図９)の電界発生用電極４ａ及び４ｂに全ての周波数ｆ１〜ｆｎの正弦波電圧について上述の処理を順次繰り返した結果、ステップＳＰ９で肯定結果が得られると、ステップＳＰ１０において、全ての単位測定用電極ＭＥ１〜ＭＥkでの生体反応の電位変化の抽出結果を得たか否かを判定する。

ここで否定結果が得られると、このことは未だ面測定用電極ＦＭＥ１(図１０)下の全ての生体反応検出エリアにおける生体反応の電位変化を抽出し終わっていないことを意味し、このとき制御部４０は、ステップＳＰ２に戻って、発生対象の電極の選択を単位測定用電極ＭＥ１から次の単位測定用電極ＭＥ２に切り替え、上述の処理を繰り返す。

このようにして制御部４０は、面測定用電極ＦＭＥ１(図１０)の単位測定用電極ＭＥ１〜ＭＥk全てについて上述の処理を順次繰り返した結果、ステップＳＰ１０で肯定結果が得られると、ステップＳＰ１１において、全ての面測定用電極ＦＭＥ１〜ＦＭＥiでの生体反応の電位変化の抽出結果を得たか否かを判定する。

ここで否定結果が得られると、このことは未だ面測定用電極ＦＭＥ１〜ＦＭＥi(図１０)下の全ての生体反応検出エリアにおける生体反応の電位変化を抽出し終わっていないことを意味し、このとき制御部４０は、ステップＳＰ１に戻って、発生対象の電極の選択を面測定用電極ＦＭＥ１から次の面測定用電極ＦＭＥ２に切り替えた後、ステップＳＰ１に戻って上述の処理を繰り返す。

このようにして制御部４０は、面測定用電極ＦＭＥ１〜ＦＭＥi(図１０)全てについて上述の処理を順次繰り返した結果、ステップＳＰ１１で肯定結果が得られると、ステップＳＰ１２において、ステップＳＰ８で一時的に保存された、当該面測定用電極ＦＭＥ１〜ＦＭＥi下の全ての生体反応検出エリアにおける生体反応の電位変化に基づいて、断層生体反応データＤ２を生成し、これを生体断層像作成部３０に送出した後、ステップＳＰ１３に移ってこの測定処理手順ＲＴ１を終了する。

このようにして制御部４０は、測定処理を実行することができるようになされている。

（６）本実施の形態による動作及び効果
以上の構成において、測定装置１は、交番電圧出力源２から所定の周波数でなる複数の正弦波電圧を周波数の小さい正弦波電圧から順次単位時間ごとに電界発生用電極４ａ及び４ｂに出力することにより、当該周波数に応じて振動する準静電界を誘導電磁界よりも強度が優位な状態として時分割で発生する。

そして測定装置１は、この電界発生用電極４ａ及び４ｂから発生され、人体に印加される準静電界と、当該人体の内方における生体反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出し、この相互作用結果から電位変化を抽出するようにして測定する。

従ってこの測定装置１では、かかる生体反応による電位変化として例えば血管の電気二重層界面電位及び神経活動電位等の異なる生体反応を同時に得ることができるため、人体の内方における多くの情報を同時に得ることができる。

この場合、測定装置１は、各周波数にそれぞれ対応する各距離において発生される各準静電界の強度が所定の基準強度となるように、当該各周波数にそれぞれ対応する正弦波電圧の電界発生用電極４ａ及び４ｂへの出力を調整するようにした。

従ってこの測定装置１では、生体反応による作用を測定するための指標となる準静電界の強度を、誘導電磁界よりも大きい状態にある強度で一律に発生することができるため、測定精度の信頼性を有する安定した準静電界を発生することができる。

さらにこの場合、測定装置１は、１対の発生用電極と１対の検出用電極とを単位電極として形成し、複数の単位電極を面上に形成するようにした。従ってこの測定装置１では、人体の内方における断層ごとの異なる生体反応をより広範囲にかつリアルタイムに測定することができるため、例えば血流又は神経流等を追うようにして動的に測定することができる。

以上の構成によれば、放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生し、当該発生により人体に印加される準静電界と、当該人体の内方における生体反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出し、この相互作用結果から電位変化を抽出するようにして測定することにより、異なる生体反応を同時に得ることができるため、人体の内方における多くの情報を同時に得ることができ、かくして測定対象の内方における状況をより正確に把握させることができる。

（７）他の実施の形態

なお上述の実施の形態においては、放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段を、図８に示した交番電圧出力源２、電界発生電極４ａ、４ｂ及び出力調整部５によって構成するようにした場合について述べたが、本発明これに限らず、この他種々の構成によって準静電界発生手段を実現するようにしても良い。

また、かかる放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段の発生手法として、出力調整手段としての出力調整部５において交番電圧出力源２における各正弦波電圧を周波数の低い正弦波電圧から順次単位時間ごとに電界発生電極４ａ及び４ｂに出力することにより、複数の周波数にそれぞれ対応する各距離において誘導電磁界に比して大きい強度が得られる準静電界を当該距離ごとに時分割で発生するようにしたが、本発明はこれに限らず、当該出力調整部５において各正弦波電圧の合成結果を電界発生電極４ａ及び４ｂに出力することにより、複数の周波数にそれぞれ対応する各距離において誘導電磁界に比して大きい強度が得られる準静電界を時分割ではなく、同時期に発生するようにしても良い。この場合、複数の周波数成分の合成結果である準静電界を同時に発生させることから検出結果も複数の周波数成分が混在しているため、ＦＦＴ処理により周波数別に分解するようにすれば、上述の実施の形態と同様の効果を得ることができる。

さらにかかる放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段の発生手法として、交番電圧出力源２における所定の正弦波電圧だけを出力することにより人体内方における所定位置に選択的に準静電界を発生するようにしても良い。

また上述の実施の形態においては、人体を測定対象としてその内方における生体反応を測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、例えば動物や植物等の生体を測定対象としてその内方における生体反応を測定すること、ある地点の大地を測定対象としてその内方における水流を測定すること、災害等により倒壊した倒壊物を測定対象としてその内方に存在する生存者の生体反応を測定すること、所定の微細電子機器を測定対象としてその内方における所定の動的反応を測定すること、又は、所定の搬送物を測定対象としてその内方に存在する所定の動的反応物を測定すること等、この他種々の測定対象の内方における種々の動的反応を測定するようにしても良い。

さらに上述の実施の形態においては、測定対象に印加される準静電界と、測定対象の内方における動的反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出する準静電界検出手段として、電界検出用電極１１ａ、１１ｂ及びアンプ１２ａ、１２ｂを介して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、図８の対応する部分にそれぞれ同一符号を付した図１２に示すように、一方の電界発生用電極４ｂと交番電圧出力源２との間に接続された電流計１０３と、当該交番電圧出力源２の出力間に接続された電圧計１０４との計測値に基づくインピーダンスの変化を検出するインピーダンス変化検出部１０５からＡＤＣ１０６を介して相互作用結果を検出するようにしても良い。

さらにこの場合、例えば誘導電圧に誘起された電圧を検出する誘導電極型電界強度計や、誘導電極から得られる直流信号をチョッパ回路や振動容量等を用いて交流変換する誘導電極型変調増幅方式電界強度計や、電気光学効果を有する物質に電界を加えることにより当該物質内に生じる光伝播特性の変化を検出する電気光学効果型電界強度計、エレクトロメータ、シャント抵抗型電界強度計又は集電型電界強度計等、この他種々の準静電界検出手段によって相互作用結果を検出するようにしても良い。

さらに上述の実施の形態においては、相互作用結果から、測定対象の内方における動的反応により生じる電位変化を抽出する抽出手段として、ＦＦＴ処理を行う測定部２０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、ＦＦＴ以外の周波数分析処理を行う測定部を適用するようにしても良い。

さらに上述の実施の形態においては、隣接する電界発生用電極４ａ、４ｂに対応する電界検出用電極１１ａ、１１ｂを線状に配置することにより単位測定用電極ＭＥとして形成し(図９)、これを同一平面上にｋ列配列することにより１セットの面測定用電極ＦＭＥとして形成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、図９や図１０に示した形状及び配列状態とは異なるこの他種々の単位測定用電極ＭＥ、面測定用電極ＦＭＥを形成するようにしても良く、要は、隣接する１対の（２つの）電界発生用電極４ａ、４ｂと、これら電界発生用電極４ａ、４ｂに対応して隣接する１対のする電界検出用電極１１ａ、１１ｂとを１単位（単位測定用電極ＭＥ）とし、これを同一平面上に複数形成されていれば良い。

さらに上述の実施の形態においては、人体における生体反応の電位変化として、血管又は神経の電位変化を測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、ある細胞自体の電位変化を測定するようにしても良い。

具体的には、例えば図１３に示すように、細胞レベル程度の大きさでなる電界発生電極４ａ、４ｂと電界検出用電極１１ａ、１１ｂとからなる１対の単位測定用電極ＭＥ１、ＭＥ２をそれぞれ異なる方向から内方に印加するように設け、双方の単位測定用電極ＭＥ１、ＭＥ２から印加される各準静電界の到達距離(生体反応検出エリア)を出力調整部５によって順次大きく変更していく。このとき上述したように電界検出用電極１１ａ、１１ｂから電流計１０３及び電圧計１０４を介して計測されるインピーダンスの変化に基づいて、かかる準静電界の到達距離ｒ１、ｒ２の交点Ｐをインピーダンス変化検出部１１５によって検出する。この時点で双方の単位測定用電極ＭＥ１、ＭＥ２から印加される各準静電界の到達距離(生体反応検出エリア)を固定し、このときのインピーダンス変化から、交点が検出される前のインピーダンス変化を逆算することによって当該交点の細胞における生体反応の電位変化を測定する。このようにすれば、ある特定の細胞にレベルの生体反応の電位変化を測定することができるため、従来のパッチクランプ法のように、細胞膜までマイクロピペットを接触させといったことや、その制御を光学顕微鏡下において行うといったことを回避できるのみならず、非侵襲及び非接触で測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、電界発生用電極４ａ及び４ｂから準静電界を発生するようにした場合について述べたが、本発明はこれに加えて、当該準静電界の指向性を例えば線状に制限する指向性制限手段を当該電界発生用電極４ａ及び４ｂに設けるようにしても良い。このようにすれば、外界ノイズとの相互作用結果を検出することなく、測定対象の内方における動的反応との相互作用結果に特化して検出することができるため、より測定精度を高めることができる。

さらに上述の実施の形態においては、人体の内方における生体反応による電位変化を測定するために準静電界を測定対象に発生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、当該測定と同時に治療するために準静電界を測定対象に発生するようにしても良い。この場合、非接触で治療できるのみならずその治療効果をリアルタイムに測定することができるため、手術や研究での簡易化を図ることができる。

さらに上述の実施の形態においては、血管の拍動による電気二重層界面電位の変化を測定するようにした場合について述べたが、本発明はこれに加えて、時間軸領域を加味するようにすれば、当該拍動自体をも測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、測定結果 (断層生体反応データＤ２)に基づいて生体断層像データＤ３を生成して表示部（図示せず）に出力する生体断層像作成部３０を設け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、測定結果に基づいて急性意病巣やその他の疾患を鑑別する鑑別部を設けるようにしても良い。このようにすれば、測定と同時に簡易診断を行うことができる。

さらに上述の実施の形態においては、測定結果 (断層生体反応データＤ２)に基づいて生体断層像データＤ３を生成して表示部（図示せず）に出力する生体断層像作成部３０を設けるようにした場合について述べたが、本発明はこれに代えて、所定の認証処理の実行時に用いられる認証情報を生成して外部装置に出力する認証情報生成部を設けるようにしても良い。このようにすれば、人体固有のパターンでなる生体反応を認証情報として用いることができるため、外部装置における情報の秘匿性を一段と確保することができる。

さらに上述の実施の形態においては、準静電界発生手段により発生され、人体に印加される準静電界と、当該人体の内方における生体反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出し、この検出結果に基づいて当該電位変化を抽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、例えばサメやエイ等が頭部に存在するロレンチニ瓶(ampulla of Lorenzini)と呼ばれる器官によって生体に発生される電界(準静電界)を検出することで当該生体のうち自身の餌としての生体を識別することができるといった例にもあるように、生体の内方における生体反応により生じる電位変化を上述の準静電界検出手段により直接検出し、当該検出された電位変化のレベルから、例えば予め電位変化のレベルと生体反応の種類との関係を対応付けたテーブルを参照して、所定の生体反応により生じる電位変化を抽出するようにしても良い。

本発明は、生体、所定の電子機器あるいは大地等の測定対象の内方を非侵襲的に測定する場合に利用可能である。

シミュレーション結果（１）を示す略線図である。 シミュレーション結果（２）を示す略線図である。 シミュレーション結果（３）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。 準静電界スケール（１）を示す略線図である。 準静電界スケール（２）を示す略線図である。 本実施の形態による測定装置の構成を示す略線的ブロック図である。 面測定用電極の構成を示す略線図である。 面測定用電極の配置状態を示す略線図である。 測定処理手順を示すフローチャートである。 他の実施の形態による測定装置の構成を示す略線的ブロック図である。 他の実施の形態による測定の様子を示す略線図である。

符号の説明

１、１００……測定装置、２……交番電圧出力源、３……絶縁シート、４ａ、４ｂ……電界発生用電極、５……出力制御部、１１ａ、１１ｂ……電界検出用電極、１５、１１５……準静電界検出部、２０……測定部、３０……生体断層像作成部、４０……制御部、１０３……電流計、１０４……電圧計、ＭＥ１〜ＭＥk……単位測定用電極、ＦＭＥ〜ＦＭＥi……面測定用電極、ＶＥ……血管、ＲＴ１……測定処理手順。

Claims (7)

1. 放射電界及び誘導電磁界に比して大きい強度の準静電界を発生する準静電界発生手段と、
   上記準静電界発生手段から発生され、測定対象に印加される上記準静電界と、上記測定対象の内方における動的反応により生じる電位変化に応じた電界との相互作用結果を検出する準静電界検出手段と、
   上記準静電界検出手段により検出された上記相互作用結果から上記電位変化を抽出する抽出手段と
   を具えることを特徴とする測定装置。
2. 上記測定対象は生体であり、
   上記準静電界検出手段は、
   上記生体の内方における生体反応により生じる上記電位変化に応じた上記電界との上記相互作用結果を検出する
   ことを特徴とする請求項１に記載の測定装置。
3. 上記準静電界発生手段は、
   複数の上記周波数にそれぞれ対応する各上記距離において上記誘導電磁界に比して大きい上記強度が得られる上記準静電界を発生する
   ことを特徴とする請求項１に記載の測定装置。
4. 上記準静電界発生手段は、
   複数の上記周波数にそれぞれ対応する各上記距離において上記誘導電磁界に比して大きい上記強度が得られる上記準静電界を、上記距離ごとに時分割で発生する
   ことを特徴とする請求項１に記載の測定装置。
5. 上記準静電界発生手段は、
   各上記周波数にそれぞれ対応する各上記距離において発生される各上記準静電界の強度が所定の基準強度となるように、当該各周波数にそれぞれ対応する各電圧の所定の電極への出力を調整し、当該調整後の各上記電圧の合成結果を出力する出力調整手段
   を具えることを特徴とする請求項３に記載の測定装置。
6. 上記準静電界発生手段は、
   各上記周波数にそれぞれ対応する各上記距離において発生される各上記準静電界の強度が所定の基準強度となるように、当該各周波数にそれぞれ対応する各電圧の所定の電極への出力を調整する出力調整手段
   を具えることを特徴とする請求項４に記載の測定装置。
7. 上記準静電界発生手段は、上記準静電界を発生するための１対の発生用電極を有し、
   上記準静電界検出手段は、上記相互作用結果を検出するための１対の検出用電極を有し、
   上記１対の発生用電極と上記１対の検出用電極とが単位電極として形成され、複数の上記単位電極が同一面上に形成された
   ことを特徴とする請求項１に記載の測定装置。

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