JP2022152122A - Measurement device and method for measurement - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、測定装置及び測定方法に関する。 TECHNICAL FIELD The present invention relates to a measuring device and a measuring method.
地震、台風、集中豪雨、事故等により、土砂、瓦礫、家屋等に人が長時間生き埋めになってしまうことがある。この場合、生き埋めになった人を一刻も早く救出する必要があり、要救助者を発見する手法が提案されつつある(例えば、特許文献1を参照)。
Due to earthquakes, typhoons, torrential rains, accidents, etc., people may be buried alive for a long time in earth and sand, rubble, houses, etc. In this case, it is necessary to rescue the buried alive as soon as possible, and techniques for finding the rescuer are being proposed (see
しかしながら、例えば、200MHzから800MHz程度の電波の反射を用いたレーダー装置は、人体の識別よりも金属等の電波反射物質の検出性能に優れ、死体と生体の識別することが困難であった。また、1GHzから2GHz程度のマイクロ波を用い、呼吸による胸表面からの反射波の位相の周期的な変移を測定するドップラー・レーダーが提案されているが、マイクロ波は水による吸収により大きく減衰するため、水を含む土砂中では効果を発揮できない問題点があった。したがって、地下に埋没した要救助者を迅速に発見できるセンシング技術が望まれていた。 However, for example, a radar device using reflection of radio waves of about 200 MHz to 800 MHz is superior in detecting radio wave reflecting substances such as metals to identifying a human body, and it is difficult to distinguish between a dead body and a living body. In addition, a Doppler radar has been proposed that uses microwaves of about 1 GHz to 2 GHz and measures the periodic shift in phase of waves reflected from the chest surface due to respiration, but microwaves are greatly attenuated by water absorption. Therefore, there is a problem that the effect cannot be exhibited in earth and sand containing water. Therefore, there has been a demand for a sensing technology capable of quickly finding a rescued person buried underground.
そこで、本発明はこれらの点に鑑みてなされたものであり、地下に埋没した要救助者を迅速に発見できるようにすることを目的とする。 Accordingly, the present invention has been made in view of these points, and it is an object of the present invention to quickly find a rescuer buried underground.
本発明の第1の態様においては、測定対象から離れた位置において、前記測定対象に向けて交流電流を印加する電流印加部と、前記交流電流に応じて前記測定対象から生じる誘導磁場を検出する磁場検出素子と、前記測定対象の時間的な変化に対応する、前記磁場検出素子による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を示す情報を出力する情報出力部とを備える、測定装置を提供する。 In a first aspect of the present invention, a current applying unit that applies an alternating current toward the object to be measured at a position away from the object to be measured, and detects an induced magnetic field generated from the object to be measured according to the alternating current. Provided is a measuring apparatus comprising a magnetic field detection element, and an information output unit for outputting information indicating a temporal change in the detection result of the induced magnetic field by the magnetic field detection element, corresponding to a temporal change in the object to be measured. .
前記電流印加部は、前記測定対象の複数の部分に前記交流電流を印加し、前記情報出力部は、複数の部分ごとに前記磁場検出素子による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を出力してもよい。 The current applying section applies the alternating current to a plurality of portions of the object to be measured, and the information output section outputs temporal changes in detection results of the induced magnetic field by the magnetic field detecting element for each of the plurality of portions. may
前記電流印加部は、10kHz以上の周波数の前記交流電流を前記測定対象に向けて印加してもよい。 The current applying section may apply the alternating current with a frequency of 10 kHz or higher toward the object to be measured.
前記電流印加部は、複数の電極対を有し、複数の前記電極対のうち、第1電極対から前記測定対象に向けて電流を印加し、前記第1電極対とは異なる第2電極対を用いて、印加した電流に対応する電位差を検出し、前記情報出力部は、前記第2電極対が検出した電位差から算出されるインピーダンスの時間的な変化を更に出力してもよい。 The current applying unit has a plurality of electrode pairs, and applies a current from a first electrode pair among the plurality of electrode pairs toward the measurement object, and a second electrode pair different from the first electrode pair. may be used to detect a potential difference corresponding to the applied current, and the information output unit may further output a temporal change in impedance calculated from the potential difference detected by the second electrode pair.
本発明の第2の態様においては、測定対象から離れた位置において、前記測定対象に向けて交流電流を印加するステップと、複数の前記交流電流に応じて前記測定対象から生じる誘導磁場を検出するステップと、前記測定対象の時間的な変化に対応する、誘導磁場の検出結果の時間的な変化を示す情報を出力するステップとを備える、測定方法を提供する。 In a second aspect of the present invention, applying an alternating current toward the object to be measured at a position away from the object to be measured; and detecting an induced magnetic field generated from the object to be measured according to the plurality of alternating currents. and outputting information indicating a temporal change in a detection result of an induced magnetic field corresponding to the temporal change in the object to be measured.
本発明によれば、地下に埋没した要救助者を迅速に発見できるという効果を奏する。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, it is effective in being able to quickly find the rescuer buried underground.
<測定装置100の第1構成例>
図1は、本実施形態に係る測定装置100の第1構成例を測定対象10と共に示す。測定対象10は生体を含む。生体は、例えば、人間、野生動物、ペット等である。測定装置100は、測定対象10に含まれている生体を非接触で検出する。また、測定装置100は、検出した生体の呼吸、脈拍等の心肺活動を非接触で検出する。測定装置100は、複数の電極110と、切換部120と、電流供給部130と、検出部140と、算出部150と、情報出力部160と、制御部170とを備える。
<First configuration example of measuring
FIG. 1 shows a first configuration example of a
複数の電極110は、測定対象10から離れた位置において、予め定められた間隔に配置されている。図1は、X方向に横たわっている人間から離れて位置において、Y方向に延伸している略同一形状の10個の電極110が、X方向に等間隔に配置されている例を示す。なお、電極110の形状は、柱状でなくてもよく、板状等、他の形状であってもよい。図1には、電極110の配列している順に1から10の番号を電極110に付している。例えば、番号が1の電極を第1電極とする。
The plurality of
複数の電極110は、複数の電極対を構成する。複数の電極対のうち、1つの電極対を第1電極対111とすると、第1電極対111は、測定対象10に向けて電流を印加する。言い換えると、第1電極対111は、測定対象10から離れた位置において、測定対象10に向けて電流を印加する電流印加部として機能する。図1は、第3電極及び第10電極を第1電極対111とした例を示す。
A plurality of
複数の電極対のうち、第1電極対111とは異なる電極対を第2電極対112とすると、第2電極対112は、印加した電流に対応する電位差を検出する。図1は、第8電極及び第9電極を第2電極対112とした例を示す。なお、第2電極対112として、複数の電極対が用いられてもよい。
If an electrode pair different from the
複数の電極110は、例えば、検出ヘッド部として一体に形成されており、生体が地中に埋没されている可能性がある地表面に配置される。また、検出ヘッド部は、地表面を走査するように移動しつつ、電流の印加と電位差の検出を実行してもよい。この場合、測定装置100のユーザが検出ヘッド部を移動してもよく、これに代えて、検出ヘッド部が自走可能に構成されていてもよい。
The plurality of
このような複数の電極110は、第1電極対111が測定対象10の複数の部分に電流を印加し、第1電極対111が複数の部位に発生する電位差を検出することが望ましい。例えば、第1電極対111は、検出ヘッド部の移動に伴い、測定対象10の複数の部分に電流を印加する。これに代えて、又は、これに加えて、複数の電極110のうち、第1電極対111として用いていた電極対とは異なる電極対を第1電極対111として用いることにより、測定対象10の複数の部分に電流を印加してもよい。これにより、測定装置100は、測定対象10のより広い領域を探索して、探索した領域内に生体が含まれているか否かを速やかに検出することができる。
As for the plurality of
切換部120は、制御部170から受け取った制御信号に応じて、複数の電極110のうち制御信号に対応する第1電極対111と電流供給部130とを接続する。切換部120は、例えば、切り換えスイッチを有し、制御部170が指定する第1電極対111と電流供給部130とを接続する。また、切換部120は、複数の電極110のうち制御信号に対応する第2電極対112と検出部140とを接続する。切換部120は、例えば、切り換えスイッチを有し、制御部170が指定する第2電極対112と検出部140とを接続する。
The
電流供給部130は、切換部120を介して電流を第1電極対111に供給する。電流供給部130は、例えば、直流電流又は交流電流を供給可能な電流源として機能する。電流供給部130は、正弦波、矩形波等を供給可能であってもよい。検出部140は、第2電極対112の電極間の電位差を検出する。検出部140は、例えば、フィルタ、増幅回路、A/D変換器を有し、検出した電位差をデジタル信号に変換する。
算出部150は、検出部140が検出した電位差に基づいて、測定対象10に電流が印加された部位のインピーダンスを算出する。検出部140及び算出部150は、電位差の検出とインピーダンスの算出を継続して実行する。
The
情報出力部160は、第2電極対112が検出した電位差から算出されるインピーダンスの時間的な変化を出力する。情報出力部160は、例えば、算出されたインピーダンスの変化を動画として出力する。この場合、情報出力部160は、測定対象10の位置ごとに、測定対象10の位置に対応して算出されたインピーダンスの時間変化を出力する。これに代えて、情報出力部160は、インピーダンスの変化を文字及び数字で出力してもよい。情報出力部160は、測定結果を出力するためのモニタ等を有してもよく、また、測定結果を測定装置100の外部に出力してもよい。また、情報出力部160は、記憶部等に測定結果を記憶してもよい。
The
電流が印加された部位が生体ではない場合、情報出力部160は、電流が印加された部位の材質等に対応して、時間的にほとんど変化のないインピーダンスの値を出力する。これに対し、生命活動をしている生体に電流が印加された場合、インピーダンスの異なる臓器、液体、気体等が体内で動くので、時間的に変化するインピーダンスの値を出力する。したがって、情報出力部160が出力するインピーダンスの変化に基づき、生体の心肺活動を検出できる。情報出力部160は、インピーダンスの変化量が閾値を超えたことに応じて、生体の心肺活動を判定する判定部を更に有してもよい。
If the site to which the current is applied is not a living body, the
制御部170は、測定装置100内の各部を制御する。制御部170は、例えば、切換部120に制御信号を供給して、複数の電極110のうち第1電極対111として機能させる電極対を選択する。同様に、制御部170は、切換部120に制御信号を供給して、複数の電極110のうち第2電極対112として機能させる電極対を選択する。また、制御部170は、電流供給部130を制御して、測定対象10に電流を印加する。制御部170は、検出部140、算出部150、及び情報出力部160を制御して、測定対象10から発生した電位差を検出してインピーダンスの変化を出力する。
The
算出部150、情報出力部160、及び制御部170の少なくとも一部は、例えば、CPU等である。この場合、測定装置100は、記憶部を更に備える。記憶部は、情報出力部160が出力する情報を記憶する。また、記憶部は、測定装置100が動作の過程で生成する(または利用する)中間データ、算出結果、閾値、およびパラメータ等をそれぞれ記憶してもよい。また、記憶部は、測定装置100内の各部の要求に応じて、記憶したデータを要求元に供給してもよい。
At least part of the
記憶部は、コンピュータ等が算出部150、情報出力部160、及び制御部170として機能するOS(Operating System)、およびプログラム等の情報を格納してもよい。また、記憶部は、当該プログラムの実行時に参照されるデータベースを含む種々の情報を格納してもよい。例えば、コンピュータは、記憶部に記憶されたプログラムを実行することによって、算出部150、情報出力部160、及び制御部170の少なくとも一部として機能する。
The storage unit may store information such as an OS (Operating System), programs, and the like, in which a computer or the like functions as the
記憶部は、例えば、コンピュータ等のBIOS(Basic Input Output System)等を格納するROM(Read Only Memory)、および作業領域となるRAM(Random Access Memory)を含む。また、記憶部は、HDD(Hard Disk Drive)および/またはSSD(Solid State Drive)等の大容量記憶装置を含んでもよい。また、コンピュータは、GPU(Graphics Processing Unit)等を更に備えてもよい。 The storage unit includes, for example, a ROM (Read Only Memory) that stores a BIOS (Basic Input Output System) of a computer or the like, and a RAM (Random Access Memory) that serves as a work area. The storage unit may also include a large-capacity storage device such as a HDD (Hard Disk Drive) and/or an SSD (Solid State Drive). Also, the computer may further include a GPU (Graphics Processing Unit) or the like.
以上の本実施形態に係る測定装置100は、測定対象10に電流を供給し、測定対象10で発生する電位差を検出して電流を供給した部位のインピーダンスを算出する。これにより、測定装置100は、算出したインピーダンスに時間的な変化が閾値以上あることに応じて、電流を供給した部位で生体が生命活動をしていることを検出できる。このような測定装置100のインピーダンスの変化の検出について、次に説明する。
The
<インピーダンスの変化のシミュレーション>
まず、本実施形態に係る測定装置100のインピーダンスの測定結果をシミュレーションした例を説明する。シミュレーションは、人の17個の臓器から構成されるヒトモデルと、複数の電極110、空気、及び土とを併せたヒト埋没模擬有限要素モデル(以下、埋没模擬有限要素をFEと略す)を用いて行った。
<Simulation of change in impedance>
First, an example of simulating the impedance measurement result of the measuring
ヒトFEモデルは、人の頭頂から下腹部までの断層画像データから人、複数の電極110、土、空気を含む断層画像512枚を生成し、生成した断層画像を用いて構築された3次元FEモデルである。モデルの要素数は2,556,572個、節点数は522,457個である。ヒトFEモデルは、図2に示した臓器、物質の導電率で構成されており、臓器ごとに導電率を設定してFE解析を行った。この時、肺、房室、血液の導電率をそれぞれステップ状に変化させることで呼吸、脈波の模擬を行った。
The human FE model generates 512 tomographic images including a person, a plurality of
ヒトFEモデルは、人を身長約170cm、体重約70kgとし、地上表面と人との距離(以下、ヒト-地下埋没距離とする)を47mm、97mm、146mmとして構築した人-地中-地上を含むモデルである。複数の電極110は、X方向の幅20mm、Z方向の厚さ20mm、Y方向の長さ470mmとし、10本の電極の間隔を61mmの等間隔とした。そして、複数の電極110と地上表面との間には61mmの空気層が設けられており、測定装置100は、地表から非接触で地中内の呼吸脈拍情報を検出するものとした。
The human FE model was constructed with a person having a height of about 170 cm and a weight of about 70 kg. It is a model that contains The plurality of
シミュレーションは、第3電極及び第10電極を第1電極対111として用い、次に第4電極及び第9電極を第1電極対111として用いるといったように、電極間隔を徐々に短くするように、電流印加部である第1電極対111を設定した。本実施形態において、第1電極対111は、第3電極及び第10電極、第4電極及び第9電極、第5電極及び第8電極の3通りを設定した例を説明する。
The simulation uses the third electrode and the tenth electrode as the
また、第1電極対111の間に位置する複数の電極110のうち1つの電極対を電位差検出用の第2電極対112とした。ここで、第1電極対111の間に2以上の電極対の組み合わせがある場合、全ての組み合わせを抽出し、合計22通りの第1電極対111及び第2電極対112の組み合わせを抽出した。
One electrode pair among the plurality of
第1電極対111及び第2電極対112の組み合わせに対して、それぞれ、地上61mmから1mAの定電流を第1電極対111で印加した際に生じた電位差を第2電極対112で検出した結果を算出し、呼吸、脈拍によって生じるインピーダンス変化量を更に算出した。なお、1分間の呼吸回数を10回、1分間の脈拍数を60回とし、換気時の肺導電率を0.1[S/m]、脈拍時の心臓導電率を0.1[S/m]、肺導電率を0.01[S/m]とした。
A result of detecting a potential difference generated by the
図3は、本実施形態のシミュレーションで算出された電流密度分布の概念図を示す。図3は、詳細なシミュレーション結果を概念図として示したものであり、各部のインピーダンスの変化(言い換えると、電流密度分布)の傾向を示す図である。人のインピーダンスと土のインピーダンスとは異なるので、人の形状が検出できていることがわかる。これより、複数の電極110が地上61mmに位置した非接触状態であるにもかかわらず、地中内に電流が入力されており、特に人の体内において電流が集中していることがわかる。
FIG. 3 shows a conceptual diagram of the current density distribution calculated by the simulation of this embodiment. FIG. 3 shows a detailed simulation result as a conceptual diagram, showing a tendency of impedance change (in other words, current density distribution) of each part. Since the impedance of a person and the impedance of soil are different, it can be seen that the shape of a person can be detected. From this, it can be seen that although the plurality of
また、人の臓器も図2で示すように導電率が異なるので、人の形状の中で、例えば肺等といった一部の臓器の領域も判別できる。図3は、肺のみの領域のインピーダンスの変化を概念的に示し、他の領域のインピーダンスについては省略した例である。図3(a)は、吸気終末を示し、図3(b)は、呼気終末を示す。 In addition, since human organs also have different conductivities as shown in FIG. 2, it is possible to discriminate the region of some organs such as lungs in the human shape. FIG. 3 is an example conceptually showing changes in impedance in only the lung area, omitting the impedance in other areas. FIG. 3(a) shows the end-inspiration and FIG. 3(b) shows the end-expiration.
肺の領域は、測定時間の異なる吸気終末と呼気終末ではインピーダンスが異なることがわかる。これは、吸気終末時に低導電率(高抵抗率)の空気の含有量が最大となることで電流密度が減少し、呼気終末で空気の含有量が最小となることで電流密度が増加するからと考えられる。 It can be seen that the lung region has different impedances at the end-inspiration and end-expiration at different measurement times. This is because the current density decreases due to the maximum content of low-conductivity (high-resistivity) air at the end of inspiration, and the current density increases due to the minimum air content at the end of expiration. it is conceivable that.
したがって、測定装置100を用いて測定対象10のインピーダンスを測定することで、地中等に埋没している生体を検出できることがわかる。また、測定装置100を用いて測定対象10のインピーダンスの変化を測定することにより、生体が生命活動をしているか否かも判別することができる。なお、情報出力部160は、図3に示すような画像を出力可能に構成されていることが望ましい。
Therefore, by measuring the impedance of the
以上のシミュレーションは、ヒト-地下埋没距離を47mm、97mm、146mmにしてそれぞれ行った。ヒト-地下埋没距離を97mm、146mmと増加させると、人の体内の電流密度は、ヒト-地下埋没距離を47mmとした場合の電流密度と比較して減少する傾向が得られた。これは距離が増加することにより複数の電極110に近い土の領域に流れる電流量が増加したためと考えられる。しかしながら、呼気終末と吸気終末の肺領域電流密度の変化量は、距離が増加することにより小さくなるものの、明確な変化があることがわかった。
The above simulations were performed with human-buried underground distances of 47 mm, 97 mm, and 146 mm, respectively. When the human-buried underground distance was increased to 97 mm and 146 mm, the current density in the human body tended to decrease compared to the current density when the human-buried underground distance was 47 mm. It is believed that this is because the amount of current flowing in the soil region near the plurality of
図4は、本実施形態のシミュレーションで算出されたインピーダンスの変化量の一例を示す。図4は、第1電極対111及び第2電極対112の22通りの組み合わせに対して、呼吸、脈拍によって生じるインピーダンス変化量を算出した結果を示す。算出結果より、第1電極対111として第3電極及び第10電極を用い、第2電極対112として第4電極及び第9電極を用いた組み合わせが、最大のインピーダンスの変化量2.1484[Ω]が得られることがわかった。
FIG. 4 shows an example of the amount of change in impedance calculated in the simulation of this embodiment. FIG. 4 shows the results of calculating the amount of impedance change caused by respiration and pulse for 22 combinations of the
なお、人の脈拍によって生じるインピーダンス変化量は、呼吸によって生じるインピーダンス変化量よりも小さい。シミュレーションにおいて、人の脈拍によって生じるインピーダンス変化量は、呼吸によって生じるインピーダンス変化量の1/100程度以下となった。したがって、高感度な電位差測定回路を構成することで、呼吸によるインピーダンス変化も検出可能であることがわかった。 The amount of impedance change caused by human pulse is smaller than the amount of impedance change caused by breathing. In the simulation, the amount of impedance change caused by human pulse was about 1/100 or less of the amount of impedance change caused by breathing. Therefore, it was found that impedance changes due to respiration can also be detected by constructing a highly sensitive potential difference measuring circuit.
そこで、実際に測定装置100を構成し、実際の人の呼吸、脈拍信号の電極非接触測定を行った。測定は、ベッド面裏側に複数の電極110を配置し、ベッド面に仰臥位姿勢を保持した健康成人男性1名に対して、ヒト-地下埋没距離40mm、90mm、150mmの3通りについて行った。なお、インピーダンス測定には、周波数225kHz、印加電流0.1mAp-pの正弦波を印加した。また、検証として医療機器のフローセンサを用いて、呼吸、脈拍波形を同時に測定して比較した。
Therefore, the measuring
ヒト-地下埋没距離40mmで得られた呼吸波形及び脈拍数の測定装置100による測定結果は、フローセンサによる測定結果と良好に一致した。また、ヒト-地下埋没距離を90mmにした場合の測定装置100による測定結果は、フローセンサによる測定結果と類似した。ヒト-地下埋没距離を150mmにした場合の測定装置100による測定結果は、呼吸波形のS/N比が低下し、脈拍数に誤差が生じるものの、フローセンサによる測定結果に対応する結果が得られた。
The respiratory waveform obtained at a human-to-underground burial distance of 40 mm and the measurement results of the pulse
以上のように、本実施形態の測定装置100は、非接触で地下に埋没した要救助者を迅速に発見でき、また、要救助者の生命活動を検出することもできる。なお、本実施形態において、測定装置100が測定対象10から発生する電位差を検出する例を説明したが、これに限定されることはない。測定装置100は、測定対象10から発生する誘導磁場を検出してもよい。このような測定装置100について、次に説明する。
As described above, the measuring
<インピーダンス法と磁気計測法の検出感度>
図1に示された第1構成例の測定装置100において、第1電極対111を体表面に接触せずに電流を印可することができ、印加した電流に対応する電位差を第2電極対112を用いて非接触で検出できることを説明した。ここで、測定対象10で発生する電位差に基づく電気力線はマクスウェル方程式により磁界が誘導されることが知られているので、このような誘導磁界を検出しても、同様の効果が期待できる。
<Detection sensitivity of impedance method and magnetic measurement method>
In the
そこで、電位差からインピーダンスを検出するインピーダンス法の検出感度と、磁界を検出する磁気計測法の検出感度との理論特性を説明する。まず、インピーダンス法を用いた測定距離と電気インピーダンス変化量の関係E(x)は、非特許文献1等から算出できる。また、磁気計測法による測定距離と検出感度の関係は、地中に埋没した人に電流印加した際に心肺が発生する距離-磁界特性が直線電流由来となる場合(以下、B1特性と呼ぶ)と、円電流由来となる場合(以下、B2特性と呼ぶ)の中間となることが予想される。
Therefore, the theoretical characteristics of the detection sensitivity of the impedance method that detects the impedance from the potential difference and the detection sensitivity of the magnetic measurement method that detects the magnetic field will be described. First, the relationship E(x) between the measured distance using the impedance method and the amount of electrical impedance change can be calculated from
B1特性及びB2特性は、次式のように算出される。ここで、B1(x)、B2(x)は磁束密度[T]、μ0は磁気定数(=4π×10-7[H/m])、xは距離[cm]、Iは電流(=1[mA])、rは円電流の半径(=1[cm])を示す。
The B1 characteristic and the B2 characteristic are calculated as follows. where B 1 (x) and B 2 (x) are the magnetic flux densities [T], μ 0 is the magnetic constant (=4π×10 -7 [H/m]), x is the distance [cm], and I is the current (=1 [mA]), r indicates the radius of the circular current (=1 [cm]).
図5は、本実施形態で用いたインピーダンス法及び磁界測定法における測定距離と検出感度との関係を示す。なお検出感度は、単位距離、電流あたりの電位あるいは磁場の変化量と定義し、電極中心、導線あるいはコイル中心から距離1cmにおける算出値を1として正規化した。図5より、電気インピーダンス法を用いた特性を示すE(x)特性は、測定距離が大きくなると急激に検出感度が減少することがわかる。これに対して、磁界測定を用いた特性と考えられるB1特性及びB2特性は、測定距離が大きくなる深部方向において検出感度の減少が少ないことがわかる。 FIG. 5 shows the relationship between the measurement distance and the detection sensitivity in the impedance method and the magnetic field measurement method used in this embodiment. The detection sensitivity was defined as the amount of change in potential or magnetic field per unit distance and current, and was normalized by setting the calculated value at a distance of 1 cm from the center of the electrode, wire or coil to 1. From FIG. 5, it can be seen that the E(x) characteristic, which indicates the characteristic using the electrical impedance method, sharply decreases in detection sensitivity as the measurement distance increases. On the other hand, it can be seen that the B1 characteristic and B2 characteristic, which are considered to be characteristics using magnetic field measurement, show little decrease in detection sensitivity in the deep direction where the measurement distance is large.
図6は、本実施形態で用いたインピーダンス法と磁界測定法の感度比較結果を示す。図6は、ヒトFEモデルで用いた条件と同じ条件を用いて算出した結果を示す。ヒト-地下埋没距離47mmでは、インピーダンス法を用いた測定距離と電気インピーダンス変化量との関係であるE(x)特性を基準とすると、B1特性、B2特性はそれぞれ約100倍、約40倍の感度差となった。また、距離97mmでは同様に、B1特性、B2特性は860倍、175倍に、距離146mmでは約2980倍、約406倍になった。このような高感度測定ができる磁界測定法を用いた測定装置100の構成について次に説明する。
FIG. 6 shows the results of sensitivity comparison between the impedance method and the magnetic field measurement method used in this embodiment. FIG. 6 shows the results calculated using the same conditions as those used in the human FE model. At a human-underground burial distance of 47 mm, when the E ( x) characteristic, which is the relationship between the measured distance using the impedance method and the electrical impedance change amount, is used as a reference, the B1 characteristic and the B2 characteristic are about 100 times and about 40 times, respectively. The difference in sensitivity was doubled. Similarly, at a distance of 97 mm , the B1 characteristic and B2 characteristic increased 860 times and 175 times, and at a distance of 146 mm, they increased about 2980 times and about 406 times. Next, the configuration of the measuring
<測定装置100の第2構成例>
図7は、本実施形態に係る測定装置100の第2構成例を測定対象10と共に示す。第2構成例の測定装置100において、図1に示された第1構成例の測定装置100の動作と略同一のものには同一の符号を付け、重複する説明を省略する。第2構成例の測定装置100は、磁場検出素子210を更に備える。
<Second Configuration Example of
FIG. 7 shows a second configuration example of the
電流印加部である第1電極対111は、測定対象10から離れた位置において、測定対象10に向けて交流電流を印加する。磁界測定法の場合、誘導磁界を効率的に発生させるために、電流印加部は、交流電流を測定対象10に印加することが望ましい。例えば、電流印加部は、10kHz程度以上の周波数の交流電流を測定対象10に向けて印加する。また、電流印加部は、測定対象10の複数の部分に交流電流を印加することが望ましい。
A
磁場検出素子210は、交流電流に応じて測定対象10から生じる誘導磁場を検出する。磁場検出素子210は、より高感度な磁気センサであることが望ましい。例えば、高感度磁気センサとして磁気インピーダンスセンサ、フラックスゲート、光ポンピング原子磁気センサ、ダイヤモンド量子センサ等が挙げられる。また、磁場検出素子210は、複数設けられていてもよい。
The magnetic
検出部140は、磁場検出素子210の検出結果をデジタル信号に変換する。算出部150は、検出部140が出力するデジタル信号に基づいて、測定対象10に電流が印加された部位の磁場の大きさを算出する。検出部140及び算出部150は、検出結果のデジタル信号への変換と磁場の算出を継続して実行する。
The
情報出力部160は、測定対象10の時間的な変化に対応する、磁場検出素子210による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を示す情報を出力する。情報出力部160は、例えば、算出された磁場の大きさの変化を動画として出力する。また、情報出力部160は、磁場の大きさの変化が閾値を超えた部分を強調して出力してもよい。なお、電流印加部が測定対象10の複数の部分に交流電流を印加した場合、情報出力部160は、複数の部分ごとに磁場検出素子210による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を出力してもよい。
The
以上のように、第2構成例の測定装置100は、電位差を検出する第2電極対112に代えて、磁場検出素子210を用いることでより高感度に測定対象10を測定できる。なお、第2構成例の測定装置100は、第2電極対112を用いたインピーダンス法による測定を更に実行してもよい。
As described above, the
測定装置100は、インピーダンス法による測定と磁界測定法による測定とを組み合わせてもよい。例えば、閾値を超えて離れた位置の測定対象10の測定には磁界測定法を用い、閾値以内に離れた位置の測定対象10の測定にはインピーダンス法を用いる。これにより、測定装置100は、より広い領域を同程度の測定感度で測定することができる。
The measuring
また、測定装置100は、同一の測定対象10に対して、インピーダンス法による測定と磁界測定法による測定とを実行してもよい。測定装置100は、異なる測定方法による2つの測定結果を比較することにより、より信頼性の高い測定結果を出力することができる。更に、測定装置100は、第2電極対112の電位差検出と磁場検出素子210の磁場検出とを同時に実行して測定時間を短縮させてもよい。また、呼吸によるインピーダンスの変化をインピーダンス法で測定し、脈拍による誘導磁界の変化を磁界測定法で測定してもよい。これにより、測定装置100は、呼吸及び脈拍を同程度の測定感度で測定することができる。
Moreover, the
以上の本実施形態に係る測定装置100は、複数の電極110の中から電流印加部となる第1電極対111を選択する例を説明したが、これに限定されることはない。測定装置100は、電流印加部として1つの第1電極対111を有するだけでもよい。また、測定装置100は、電位差検出のための第2電極対112を1つ有するだけでもよい。これに代えて、測定装置100が磁界測定法による測定だけを実行する装置の場合、第2電極対112はなくてもよい。
Although the
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されず、その要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。例えば、装置の全部又は一部は、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。また、複数の実施の形態の任意の組み合わせによって生じる新たな実施の形態も、本発明の実施の形態に含まれる。組み合わせによって生じる新たな実施の形態の効果は、もとの実施の形態の効果を併せ持つ。 Although the present invention has been described above using the embodiments, the technical scope of the present invention is not limited to the scope described in the above embodiments, and various modifications and changes are possible within the scope of the gist thereof. be. For example, all or part of the device can be functionally or physically distributed and integrated in arbitrary units. In addition, new embodiments resulting from arbitrary combinations of multiple embodiments are also included in the embodiments of the present invention. The effect of the new embodiment caused by the combination has the effect of the original embodiment.
10 測定対象
100 測定装置
110 電極
111 第1電極対
112 第2電極対
120 切換部
130 電流供給部
140 検出部
150 算出部
160 情報出力部
170 制御部
210 磁場検出素子
10
Claims (5)
前記交流電流に応じて前記測定対象から生じる誘導磁場を検出する磁場検出素子と、
前記測定対象の時間的な変化に対応する、前記磁場検出素子による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を示す情報を出力する情報出力部と
を備える、測定装置。 a current applying unit that applies an alternating current toward the object to be measured at a position away from the object to be measured;
a magnetic field detection element that detects an induced magnetic field generated from the object to be measured according to the alternating current;
and an information output unit that outputs information indicating a temporal change in the detection result of the induced magnetic field by the magnetic field detection element, corresponding to the temporal change in the measurement target.
前記情報出力部は、複数の部分ごとに前記磁場検出素子による誘導磁場の検出結果の時間的な変化を出力する、
請求項1に記載の測定装置。 The current applying unit applies the alternating current to a plurality of portions of the object to be measured,
The information output unit outputs temporal changes in detection results of the induced magnetic field by the magnetic field detection element for each of a plurality of portions.
The measuring device according to claim 1.
複数の前記電極対のうち、第1電極対から前記測定対象に向けて電流を印加し、
前記第1電極対とは異なる第2電極対を用いて、印加した電流に対応する電位差を検出し、
前記情報出力部は、前記第2電極対が検出した電位差から算出されるインピーダンスの時間的な変化を更に出力する、
請求項1から3のいずれか一項に記載の測定装置。 The current applying unit has a plurality of electrode pairs,
applying a current from a first electrode pair of the plurality of electrode pairs toward the object to be measured;
detecting a potential difference corresponding to the applied current using a second electrode pair different from the first electrode pair;
The information output unit further outputs a temporal change in impedance calculated from the potential difference detected by the second electrode pair.
4. The measuring device according to any one of claims 1-3.
複数の前記交流電流に応じて前記測定対象から生じる誘導磁場を検出するステップと、
前記測定対象の時間的な変化に対応する、誘導磁場の検出結果の時間的な変化を示す情報を出力するステップと
を備える、測定方法。 applying an alternating current toward the object to be measured at a position away from the object to be measured;
detecting an induced magnetic field generated from the measurement object in response to the plurality of alternating currents;
and outputting information indicating a temporal change in a detection result of the induced magnetic field corresponding to the temporal change in the measurement object.
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