CN100457024C - 测量装置 - Google Patents

Abstract

可能更为准确地捕获被测对象内的状况。一种测量装置包括：准静电场产生装置，产生一个具有较辐射电场和感应电磁场更高强度的准静电场；准静电场由所述产生施加到人体；准静电场检测装置，根据由人体内的生物反应产生的电位变化检测电场的相互作用的结果；和提取装置，从所述相互作用结果提取该电位变化。

Description

测量装置

技术领域

本发明涉及一种测量装置及其方法，例如适用于非侵入式测量被测物体的内部状况的场合。

背景技术

通常，在人体作为被测对象被测量的情况下，作为用于对人体的内部状况进行非侵入式测量的测量方法，已经提出，例如，X射线放射检查法(radioscopy)、X射线计算断层摄影(CT computed tomography)、核磁共振成像(MRI)、超声波回声法、多普勒法(见例如专利文件1)、电介质分光镜检查(见例如专利文件2)、近红外分光镜检查(NIRS)(见例如非专利文件1)等。

专利文件1：日本专利公开号NO.6-53117

专利文件2：日本专利NO.3367279

非专利文件1：“使用近红外分光镜检查对间歇性跛行的估定”，H.Tsuchida等，日本血管手术学报，1998，第7卷，第3期，第475至487页。

但是，使用射线的X射线透视检查法和X射线CT具有一个不可忽视程度的辐射暴露问题，以及一个由时间和环境限制引起的问题。此外，在X射线CT中，在测量血流等的情况下，需要独立地注入造影剂(contrast agent)等。结果，通过造影剂可以识别出血流分布，但是，例如神经本身的动作电位(下文称为神经动作电位)不能被测量。神经动作电位是一种当神经元被刺激时由作为神经系统的基本单元的神经细胞膜的内部和外部引起的瞬时电位变化(大约+20mV)。神经动作电位被无衰减地沿神经轴突至其末端传送，进一步通过神经键用作对随后的神经元的刺激(神经动作电位的这种流动下文称为神经流)。

在MRI中，通过使用活体组织中的水分子的核磁共振静态地测量活体组织中的水分子分布。这样，为了测量电现象，如组织中的神经动作电位和神经流、或血液流动，在MRI中需要在水分子分布的基础上推导电现象、血液流动等的某些种算法，这引起了困难。

解析度低并且在组织表面引起反射的超声波回声法，不适用于到达组织的深部的一致断层造影操作。此外，在超声波回声法中，例如当拍摄子宫时，因为膀胱壁的不良影响等，在膀胱中没有存储尿液情况下无法得到清楚的断层照片，结果，在被测量的人上强制了在膀胱中存储尿液的规定限制。另外，神经动作电位本身也不能被超声波回声法测量。

在组织中的水分子的结合态(自由水、准结合水、结合水的状态)的基础上，在电介质分光镜检查中，比在MRI中可以更好地识别组织。但是，在电介质分光镜检查中，很难在长时间内连续地测量血流等。此外，电介质分光镜检查非常复杂，因为需要进行电长度的控制，以及将电极固定在人体表面以防止引起气隙和位置偏差。另外，神经动作电位本身也不能被电介质分光镜检查测量。

通过用例如激光辐射血液组织来测量由血流引起的多普勒频移的多普勒法，是一种用于独立地精确到血液组织地测量血流的方法。因此，在该方法中，很难获得大区域范围的血流和血液组织的分布。而且，神经动作电位本身也不能由多普勒方法进行测量。

近红外分光镜法是一种近几年被广泛认可的方法，其中利用了近红外频带内的特定波长的光几乎不被活体组织吸收并被全部发送，以及特定波长的光被脱氧血红蛋白(静脉血)选择性和指定性地吸收的事实，根据该光的传输和反射来非入侵式地测量活体组织的血流分布等。近红外射线具有很高的透光度，但实际上，由于活体中的散射、折射等并不能以一种如X射线那样的简单的方式被传送。因此，在近红外分光镜检查中，身体组织中的图像除了视觉上表面存在或暴露的部分如浅静脉和视网膜外很难被测量，因为近红外射线以一种极其复杂的方式被散射。

另外，在近红外分光镜检查中，主要目的是测量脱氧血红蛋白(静脉血)，因此，很难测量氧化血红蛋白(动脉血)。也就是说，近红外分光镜检查需要复杂的估计算法如事先构造一个目标活体组织的散射模型，并且因此在准确性上也非常复杂和困难。而且，神经动作电位本身也很难被近红外分光镜检查所测量。

另一方面，还有一种方法如脑磁波描记法，其测量由神经动作电位引发的磁场。在该方法中，当离子流在一个活体中流动时，根据该活体的电行为如神经动作电位，该离子流在流经一根电线时会引发一个磁场，从而通过利用一个高准确的磁场传感器捕获该磁场该神经动作电位的状态被非入侵式地测量。该方法适用于测量大脑新皮层二维分布的神经动作电位。但是，该方法很难对深度方向进行控制，如获得皮层下的三维的状态，因此该方法仅限于应用于获得表面行为。而且，该方法很难通过同样的方式同时测量血流。为此，该方法需要与MRI等结合使用。

另一方面，已知的还有一种局部嵌位(patch clamp)方法，该方法是一种如神经和其他细胞的电位测量方法的电压嵌位方法。该方法中，一个玻璃制的微吸管在光学显微镜下被置于一个细胞膜上，从而通过通道电流检查目标离子通道的开/关状态。因此，在该局部嵌位方法中，不仅需要控制微吸管在光学显微镜下与细胞膜接触，而且需要解剖组织。因此该方法中需要非入侵式和非接触式测量技术。自然，该方法也不能测量血流等。

如上所述，目前还没有同时测量不同生物反应如血流、神经动作电位等的方法。因此，传统的方法对于同时获取人体内部状况的很多信息还存在很多不足。

发明内容

本发明正是考虑到上述的情况而提出的。本发明的一个目的是提供一种测量装置和测量方法来更准确地捕获被测量对象的内部情形。

为了解决上述问题，根据本发明，提供了一种测量装置，包括：准静电场产生装置，产生一个较辐射电场和感应电磁场更高电场强度的准静电场；准静电场检测装置，检测由该准静电场产生装置产生并应用于一个被测对象的准静电场和对应于被测对象内部的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果；和提取装置，从该准静电场检测装置检测的相互作用结果提取该电位变化。

另外，根据本发明，提供了一种测量方法，包括：准静电场产生步骤，产生一个较辐射电场和感应电磁场更高电场强度的准静电场；准静电场检测步骤，检测由该准静电场产生步骤产生并应用于一个被测对象的准静电场和对应于被测对象内部的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果；和提取步骤，从该准静电场检测步骤检测的相互作用结果提取该电位的变化。

根据本发明，测量一个预定测量对象的测量装置包括：准静电场产生装置，产生一个较辐射电场和感应电磁场更高电场强度的准静电场；准静电场检测装置，检测由该准静电场产生装置产生并应用于一个被测对象的准静电场和对应于被测对象内部的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果；和提取装置，从该准静电场检测装置检测的相互作用结果提取该电位变化，由此不同的动态反应可以被同时测量并因此被测对象内的更多信息可被同时获得。

根据本发明，测量一个预定测量对象的测量步骤包括：准静电场产生步骤，产生具有较辐射电场和感应电磁场更高电场强度的准静电场；准静电场检测步骤，检测由该准静电场产生步骤产生并应用于一个被测对象的准静电场和对应于被测对象内部的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果；和提取步骤，从该准静电场检测装置步骤的相互作用结果提取该电位变化，由此不同的动态反应可以被同时测量并因此被测对象内的更多信息可被同时获得。

附图说明

图1是示出仿真结果(1)的方框图；

图2是示出仿真结果(2)的方框图；

图3是示出仿真结果(3)的方框图；

图4是示出每一电场强度(1MHz)关于距离的相对变化的方框图；

图5是示出每一电场强度(10MHz)关于距离的相对变化的方框图；

图6是示出准静电场级(1)的方框图；

图7是示出准静电场级(2)的方框图；

图8是示出根据本实施例的测量装置的结构的方框图；

图9是示出进行表面测量的电极结构的方框图；

图10是示出进行表面测量的电极的排列状态的方框图；

图11是示出测量处理过程的流程图；

图12是示出根据另一实施例的测量装置的结构的方框图；

图13是示出根据另一实施例的测量状态的示意图；

具体实施方式

以下，将结合附图对本发明进行详细描述。

本发明用于利用以下事实测量人体的内部状况：正如日常生活中能够通过身体体验的静电这样的经验事实所启示的人体是一个静电导体，电场是根据由人体内的各种生物反应所产生的电位变化所形成的，以及准静电场具有关于距离的很高的分辨率。首先，该测量方法的仿真结果示于图1至图3。

(1)仿真结果

图1至图3示出了当产生电场的两个电极EDa和EDb被放置在人体的外部附近，以及当对每个电极ED施加电压产生一个准静电场的情况下的仿真结果。注意在该仿真过程中，假定人体经过处理具有一个均一的相对的介电常数50。

图1以截面图示出当施加到电极EDa的电压为1(V)，施加到电极EDb的电压为-1(V)时，由每一电极ED产生的准静电场的附近不存在血管的情况下的状态。在图1中，可以看出，电位为0(V)的等势面产生在电极EDa和电极EDb的中间，每一电极ED所产生的电场模式相同。

另一方面，图2以截面图示出当施加到电极EDa的电压为1(V)，施加到电极EDb的电压为-1(V)时，由每一电极ED产生的准静电场的附近存在血管的情况下的状态。但是假定该血管以1至2(Hz)的频率博动，根据该博动在血管壁和血液间的接触处形成0.6(V)的电位(称为电双层边界电位)。在图2中，可以看出，相比于图1的仿真结果，等势面在电极EDb的一边发生了变化，电场模式也相应的发生了变化。这意味着人体内在每一电极ED的附近存在一个正电位(电场)，这种变化是该正电位和每一电极ED产生的准静电场间相互作用的结果。

图3也以截面图示出了当施加到每一电极ED的电压与图2中的相反(即施加到电极EDa的电压为-1(V)，施加到电极EDb的电压为1(V))时的状态。在图3中，可以看出，类似于图2示出的仿真结果等势面形成在靠近电极EDb的位置。这意味着类似于图2示出的仿真结果，该等势面的形成是存在于人体内每一电极ED附近的正电位(电场)和每一电极ED产生的准静电场间相互作用的结果。

从图1到图3示出的仿真结果可以看出，如果在电极ED附近提供准静电场检测装置检测上述相互作用的结果，则由生物反应导致的电位变化能够根据该准静电场检测装置的检测结果以非接触的方式进行测量。

该准静电场的强度反比于距离该电场源(电极EDa和EDb)的距离的立方。这意味着该准静电场具有一个关于距离的很高的分辨率。如果利用该准静电场的特性提供静电场产生装置来产生多种准静电场(后面称为准静电场级)，每一准静电场级具有一个至人体内部的不同距离，即一种检测人体内的生物反应造成的影响的不同的深度范围(后面称为生物反应检测区)，则可能分层测量人体的内部状况。这里，在解释准静电场级之前，首先解释一下该准静电场的特性。

(2)准静电场的特性

电场是作为线性反比于到源的距离的辐射电场、反比于到源的距离的平方的感应电磁场和反比于到源的距离的立方的准静电场的结合电场而产生的。

图4图形化示出表示辐射电场、感应电磁场和准静电场中的每一个关于距离的相对强度间的关系的结果。但是，在图4中，每一电场在1(MHz)时的相对强度与距离间的关系以对数标度示出。

正如可从图4中看出的，存在一个距离(后面称为场强边界点)，在该距离上，辐射电场、感应电磁场和准静电场的相对强度彼此相等。此时，在远离该场强边界点的位置，辐射电场占主导(该状况下辐射电场的强度高于感应电磁场和准静电场)，而在比该场强边界点更近的位置上，准静电场占主导(在该状况下准静电场的强度高于辐射电场和感应电磁场)。

在根据麦克斯韦方程得到电场强度的过程中，该场强边界点可用如下的公式表示，其中r(m)是距离，k(l/m)是波数。

[公式1]

$r=\frac{1}{k}$

接下来，公式(1)中的波数k可由以下的公式表示，其中v(m/s)是电场在介质中的传播速度，f(Hz)是频率。

[公式2]

$k=\frac{2\mathrm{\πf}}{v}$

电场的传播速度v用以下的公式表示，其中c(m/s)是光速(c＝3×10⁸)，ε是介质的相对介电常数。

[公式3]

$v=\frac{c}{\sqrt{\mathrm{\ϵ}}}$

因此，场强边界点可通过将公式(2)和公式(3)代入公式(1)并排列代入的结果所获得的以下公式表示。

[公式4]

$r=\frac{c}{2\mathrm{\πf}\·\sqrt{\mathrm{\ϵ}}}$

正如从公式(4)中看到的，当其强度高于辐射电场和感应电磁场的准静电场的空间增加，频率接近相关，并因此在一个更低的频率上，该强度高于辐射电场和感应电磁场的准静电场的空间变大(即到如图4所示的该场强边界点的距离随频率变小而变大(也就是说位置右移))。另一方面，在一个更高的频率上，该强度高于辐射电场和感应电磁场的准静电场的空间变小(即到如图4所示的该场强边界点的距离随频率变大而变短(也就是说位置左移))。

例如，当选择频率为10(MHz)，假定人体均一的相对介电常数是50，根据上面描述的公式(4)，则在一个比0.675(m)更近的位置上准静电场占主导。图5示出当选择频率为10(MHz)时，图形化表示每一辐射电场、感应电磁场、准静电场关于距离的的相对强度关系所获得的结果。

如图5所示，当例如设定距离电场源(电极EDa和EDb)的最大生物反应检测区(检测人体内的生物反应的影响的深度范围)为0.01(m)，则在该电场源和0.01(m)的位置间的位置上的准静电场强度大于该感应电磁场的强度约18.2(dB)。因此，可以认为这种情况下该准静电场不受该感应电磁场和辐射电场的影响。

利用上述准静电场的特性，这里描述了一种方法，当从人体表面到表面以内0.01(m)的位置执行检测时，用于产生一个准静电场级以便以0.001(m)的间隔检测从人体表面到人体表面以内0.01(m)的区域内该生物反应的影响，例示于图6。

(3)准静电场级

如图6所示，10(MHz)的参考频率指定给0.001(m)的深度，其对应于距离人体表面最小的生物反应检测区，每次该生物反应检测区(即距离人体表面的深度)以0.001(m)连续增加一次，指定相应于该检测区的一个频率。以这种方式，该准静电场的生物反应检测区可利用这些频率对应于被测对象的深度进行控制。

但是，此时，其中准静电场占主导的空间随频率的增加而减小，(也就是说图4示出的场强边界点左移)，这样在对应于该高频的生物检测区的边界附近该准静电场和感应电磁场的电场强度间的差小于18.2(dB)。结果，用作检测该生物反应影响的指示器的该准静电场级的场强变得不稳定，从而测量准确度的可靠性降低。

此时，如果调节输出以使得在对应于每一高于10(MHz)的频率f_(r)的场强边界点处的电场强度与对应于频率为10(MHz)处的生物反应检测区(距离电极的深度为0.001(m))的电场强度相等，才可能因为该准静电场变得稳定而确保测量准确度的可靠性。

也就是说，当输出一个正弦波电压至一对用于产生电场的电极以根据从电极输出的该正弦波电压的频率产生一个准静电场振荡时，假定执行上述输出调节的系数(后面称为输出调节系数)是A_(r)，在距离该对电极的生物反应检测区(距离)r(m)处该准静电场的电场强度E_(r)由以下公式表示。

[公式5]

$E_{\left(r\right)}=\frac{A_{\left(r\right)}}{r^3}$

当公式(5)中的生物反应检测区(距离)r根据涉及场强边界点的上述公式(4)进行修改，则可以得到下面的公式。

[公式6]

$E_{\left(r\right)}=\frac{A_{\left(r\right)}\·c}{{(2\mathrm{\πf}\·\sqrt{\mathrm{\ϵ}})}^3}$

频率f(r)可以确定，这样对应于高于10(MHz)的每一频率f_(r)的场强边界点的电场强度与对应于10(MHz)频率的生物反应检测区(距离电极0.001(m))的电场强度相等。这样，得到以下公式。

[公式7]

$A_{0.001}=\frac{1}{{\left[\frac{c}{2\mathrm{\π}\·10\×{10}^6\·\sqrt{\mathrm{\ϵ}}}\right]}^3}$

$=\frac{1}{{\left[\frac{c}{2\mathrm{\π}{f}_r\·\sqrt{\mathrm{\ϵ}}}\right]}^3}$

排列公式(7)，得到以下公式。

[公式8]

$A_r={\left[\frac{10\×{10}^6}{f_r}\right]}^3{A}_{0.001}$

利用公式(8)，可以确定在输出对应于该生物反应检测区(距离)r的频率f_(r)的正弦波电压时的输出系数A_(r)。

而且，对于距离产生该准静电场的电极地以0.001(m)连续增加的每一深度，对应于每一生物反应检测区(距离)r的频率f_(r)可由下式表示。

[公式9]

$A_{0.001}\frac{1}{{0.001}^3}=A_r\frac{1}{r^3}$

通过根据上述公式(8)修改公式(9)中的输出系数A_(r)，可以得到下面的公式。

[公式10]

$A_{0.001}\frac{1}{{0.001}^3}={\left[\frac{10\×{10}^6}{f_r}\right]}^3{A}_{0.001}\frac{1}{r^3}$

接下来，可以通过利用排列公式(10)得到的下面的公式确定输出系数A_(r)。

[公式11]

$f_r\frac{0.01}{r}\·10\×{10}^6=\frac{10\×{10}^3}{r}$

图7示出了图形化表示根据以这种方式确定的上述每一种条件产生的准静电场级获得的结果。但是，图7中为了清楚起见，没有示出每一0.001(m)深度的生物反应检测区(距离)，而是仅示出了对应于预定生物反应检测区(0.001(m)，0.002(m)，0.004(m)，0.006(m)，0.008(m)，0.01(m)处)的准静电场。另外，图7(A)中的竖轴(电场强度)，图7(B)中的竖轴(电场强度)和横轴(距离)以对数标度示出。从图7可以看出，当准静电场的电场强度固定为例如场强边界点处的值作为预定参考值，则该准静电场的生物反应检测区(距离)可通过频率进行准确地控制，以对应于被测对象的深度。

注意虽然描述了针对距离产生电场的电极每一0.001(m)深度产生的该准静电场的情况(图6)，但实际上，产生准静电场的每一深度的大小的选择是要考虑要被检测的生物反应的影响离人体表面的距离。此时，根据所选择的结果得出公式(8)和(11)后，分别确定输出调节因子和产生具有可靠性的该准静电场级的频率。

以这种方式，该准静电场产生装置能够产生具有可靠性的该准静电场级，作为一个测量该生物反应的影响的指示器。

另外，如果该准静电场检测装置用于检测与由于对应于每一准静电场级的频率的生物反应检测区(距离)内的生物反应引起的电位变化相互作用的结果，则由于人体内的生物反应引起的电位变化也可以分层进行测量。

(4)测量装置的结构

图8示出了根据本发明的测量装置1，具有准静电场产生装置和准静电场检测装置，如上所述。在该测量装置1中，该准静电场产生装置包括：输出源2(后面称为交流电压输出源)，输出分别对应于多个频率的多种正弦波电压(后面称为交流电压)；一对产生电场的电极4a和4b，与交流电压输出源2连接，并通过一个薄绝缘片3设置在人体表面的一个预定位置上，该绝缘片3的介电常数选择为接近空气的；和输出调节部分5，控制该交流电压输出源2的输出。

该交流电压输出源2的每一正弦波交流电压被选择为对应于根据上述公式(8)所确定的每一频率。而且，该输出调节部分5从低频正弦波电压起在每单位时间连续输出每一正弦波交流电压。此时，每一正弦波电压根据由上述公式(11)确定的输出调节系数进行相应地调节，然后输出至产生电场的电极4a和4b。

结果，从产生电场的电极4a和4b，从一个具有更小生物反应检测区(距离)的准静电场级以时分的方式连续的产生具有可靠性的准静电场级。在这种情况下，其频率对应于包括一个血管VE的生物反应检测区的该准静电场由于该血管VE的生物反应引起的电位变化(电双层边界电位)的影响也发生了改变。同时，对应于包括人体内的各种细胞(未示出)该生物反应检测区的每一频率的准静电场受人体内的各种细胞的生物反应(例如神经细胞的神经元刺激，预定细胞的电传输系统)引起的电位的变化的影响也分别发生了改变。

另一方面，在测量装置1中，准静电场检测装置由准静电场检测部分15构成，用于通过电场检测电极11a、11b和放大器12a、12b检测与由产生电场的电极4a和4b连续产生的每一生物反应检测区相对应的频率的准静电场的变化，作为一个信号S1(后面称为场强变化信号)。模数转换器(ADC)13a、13b转换该场强变化信号S1为检测数据D1(后面称为场强变化数据)，并发送该检测数据至测量部分20。

此时，测量部分20通过对从ADC 13输出的场强变化数据D1执行FFT处理，执行测量以提取大于预定设置级的电位变化，该变化是由于对应于每一频率的每一生物反应检测区的生物反应引起的电位变化造成的，并发送测量结果作为数据D2(后面称为X线断层生物反应数据tomographic biologicalreaction data)至活体X线断层图准备部分30。

该设置级由用户设置，例如设置为±5(mv)的电位变化或其他。因此，由神经元刺激引起的神经动作电位的变化、由血管跳动引起的电双层边界电位的变化等等都作为被提取的对象，并且此时，该X线断层生物反应数据D2中的由于微小生物反应(如预定细胞中的电传输系统等)引起的电位变化数据被去除。

该活体X线断层图准备部分30，通过利用如根据该X线断层反应数据D2的代数方法执行活体X线断层准备处理，产生活体X线断层数据(后面称为活体X线断层数据)D3，并输出该活体X线断层数据至显示设备(未示出)。结果，对应于该X线断层生物反应数据D2的、由血管、神经等在电场产生电极4a、4b下引起的生物反应的状态被显示。

以这种方式，该测量装置1能够同时非侵入式地测量人体内每一层的不同的生物反应，并能提供测量结果信息。

除了上述结构，测量装置1还包括一个围绕电场产生电极4a和4b的电屏蔽部分SL1，以与电极4a和4b进行电隔离，以及围绕电场检测电极11a和11b的电屏蔽部分SL2、SL3，以与电极11a、11b电隔离。

结果，在测量装置1中，可能尽量的避免外部噪声而不是准静电场级(具有对应于多个频率中的每一个的距离的基本上固定的电场强度的准静电场)中的场强变化被检测。因此，可能准确地测量生物反应的电位变化的真实轨迹大小。

而且，在根据本实施例的测量装置1中，如图9所示，对应于电场产生电极4a和4b的电场检测电极11a和11b呈直线排列，以形成一个电极组ME单位(后面称为单位测量电极)，通过将该单位测量电极在同一平面内排成k行来形成一系列电极组(后面称为表面测量电极)FME。

另外，在测量装置1中，例如如图10所示，通过绝缘片3提供了多个互相邻接的表面测量电极FMEi。

此时，每一表面测量电极FMEi中的每一单位测量电极ME1至MEk的电场产生电极4a和4b(i×k组电极4a、4b)分别被连接至公共的交流电压输出源2，同时电场检测电极11a和11b(i×k组电极11a、11b)分别被连接至公共对应的放大器12a、12b(图8)。

结果，在测量装置1中，可能在更宽的范围内实时地测量人体内每一层的不同的生物反应，由此例如能够动态以致同时的测量血流和神经流。

(5)测量处理过程

这里，包括输出调节部分5和测量部分20的控制部分40中的测量处理根据图11示出的测量处理程序RT1执行。

也就是说，当测量装置1的主电源开启，控制部分40开始测量处理程序RT1，在步骤SP1选择表面测量电极FME1(图10)作为产生准静电场级的电极。在步骤SP2选择单位测量电极ME1(图9)之后，控制部分40在步骤SP3选择一个具有最小频率f1(图6)的正弦波电压，该频率作为输出至该单位测量电极ME1(图9)的电场产生电极4a和4b的频率。在步骤SP4，控制部分40输出该选择的正弦波电压至该电场产生电极4a和4b。

此时，产生了来自每一电场产生电极4a和4b的生物反应检测区达到0.001(m)的准静电场(图6)，这样当电场产生电极4a和4b下人体内的每一层中存在血管等类似物时，该准静电场与对应于由该血管等类似物的生物反应引起的电位变化的电场相互作用。

然后，在步骤SP5，控制部分40在其内部存储器中临时性地存储电场强度变化数据D1(图8)，该数据是作为生物反应检测区内准静电场强度变化的检测结果通过对应的电场检测电极11a和11b输入的。在步骤SP6，控制部分40判断从步骤SP4的输出操作开始是否已经经过了预定的时间，如果判断的结果是肯定的，则在步骤SP7停止输出正弦波电压。

之后，控制部分40在步骤SP8对在步骤SP5临时存储的场强变化数据D1执行频率分析处理，并因而执行测量以提取在到0.001(m)的生物反应检测区内由于生物反应引起的电位变化，该电位变化大于一个设定的水平并在内部存储器中临时存储该测量结果。然后，在步骤SP9，控制部分40判断是否所有频率fn的正弦波电压都已输出至电场产生电极4a和4b。

如果判断的结果是否定的，意味着由于单位测量电极ME1下(图9)所有生物反应检测区内的生物反应引起的电位变化的提取工作还没有完成。此时，控制部分返回步骤SP3，并改变将要输出的频率f1为下一频率f2，并重复上述过程。

在该方式中，如果步骤SP9中判断的结果是肯定的，即单位测量电极ME1(图9)的电场产生电极4a和4b的所有频率f1至fn的正弦波电压重复了上述过程，控制部分40在步骤SP10判断所有单位测量电极ME1至MEk内的生物反应引起的电位变化的提取结果是否已经完成。

如果判断的结果是否定的，意味着由于表面测量电极FME1(图10)下所有生物反应检测区内的生物反应引起的该电位变化的提取还没有完成。此时，控制部分40返回步骤SP2，并将对其产生正弦波电压的电极的选择，从单位测量电极ME1变为下一单位测量电极ME2，然后重复上述过程。

在该方式中，如果步骤SP10中判断的结果是肯定的，即表面测量电极FME1(图10)的单位测量电极ME1至MEk的所有电极都已重复了上述过程，控制部分40在步骤SP11判断所有表面测量电极FME1至FMEi内的生物反应引起的该电位变化的提取结果是否已经获得。

如果结果是否定的，意味着所有表面测量电极FME1至FMEi(图10)内的所有生物反应检测区内的生物反应引起的该电位变化的提取还没有完成。此时，控制部分40返回步骤SP1，将对其产生正弦波电压的电极的选择，从表面测量电极FME1变为下一表面测量电极FME2，然后返回步骤SP1并重复上述过程。

在该方式中，当步骤SP11中判断的结果是肯定的，意味着所有表面测量电极FME1至FMEi(图10)都已重复了上述过程，控制部分40在步骤SP12根据在步骤SP8临时存储的在所有表面测量电极FME1至FMEi下所有生物反应检测区内的生物反应引起的电位变化产生X线断层生物反应数据D2，并发送产生的数据至活体X线断层图准备部分30。在发送操作之后，控制部分40返回步骤SP13，终止该测量处理程序RT1。

在该方式中，控制部分40用于执行该测量过程。

(6)当前实施例的操作和效果

在上述结构中，该测量装置1每单位时间连续地从具有较低频率的电压开始，将多个具有预定频率的正弦波电压从交流电压输出源2输出到电场产生电极4a和4b，并由此以时分方式产生对应于准静电场的电场强度比感应电磁场的更占主导的状态下的频率的准静电场振荡。

然后，该测量装置1检测由电场产生电极4a和4b所产生并应用于人体的准静电场和与由人体内的生物反应引起的电位变化相对应的电场间的相互作用的结果，并执行测量以从相互作用的结果中提取电位的变化。

因此，在该测量装置1中，可能同时测量不同的生物反应作为由该不同生物反应引起的电位变化，如血管的电双层边界电位、神经动作电位等，这样人体内的很多信息就能够同时获得。

在这种情况下，在测量装置1中，调节输出至电场产生电极4a和4b的正弦波电压(每一输出对应于每一频率)，以使得在每一距离产生的对应于每一频率的每一准静电场的强度变为预定的参考电场强度。

因此，在该测量装置1中，在该准静电场的强度高于感应电磁场的强度的状态下，可以均匀地产生用作测量生物反应的影响的指示器的该准静电场的强度，并且因此，可能产生具有测量精度的可靠性的稳定的准静电场。

而且，在这种情况下，配置该测量装置1，以便一对产生电极和一对检测电极合成一个单位电极，并且多个单位电极形成在一个表面上。因此，在该测量装置1中，人体内每一层中不同的生物反应可在一个很宽的范围内实时进行测量，结果，如血流、神经流等也可动态地测量。

在上述的结构中，相比于辐射电场和感应电磁场，更高强度的准静电场被产生，因此产生并被应用于人体的准静电场和由人体内的生物反应引起的电场间的相互作用的结果被检测，这样测量被执行以根据相互作用的结果提取电位的变化。从而，不同的生物反应能够被同时检测，人体内的很多信息能够被同时获得，结果被测对象的内部状况能够被更准确的捕获。

(7)其他实施例

值得注意的是在上述的实施例中，描述了产生比辐射电场和感应电磁场更高强度的准静电场的准静电场产生装置由交流电压输出源2、电场产生电极4a和4b、和输出调节部分5构成，如图8所示，但本发明并不仅限于此，该准静电场产生装置可以由其他多种结构实现。

而且，作为用于产生比辐射电场和感应电磁场更高强度的准静电场的该准静电场产生装置的产生方法，作为输出调节装置的输出调节部分5用于使得交流电压输出源2以时分方式从具有较低频率的电压开始连续输出正弦波电压至电场产生电极4a和4b，从而产生该准静电场，从而可能以时分方式获得在对应于多个频率的每一个的每一距离处的较感应电磁场更高的电场强度。但是，本发明并不仅限于此，输出调节部分5可能向电场产生电极4a和4b输出每一正弦波电压的合并结果，以产生该准静电场，从而可能以非时分方式但同时获得在对应于多个频率的每一个的每一距离处的较感应电磁场更高的电场强度。在这种情况下，作为多个频率分量的合并结果的该准静电场被同时产生，这样该检测结果包括多个频率分量。因此，可能获得与上面通过利用FFT处理分解每一频率的检测结果的实施方式相同的效果。

另外，作为用于产生比辐射电场和感应电磁场更高强度的准静电场的该准静电场产生装置的产生方法，只有交流电压输出源2的预定的正弦波电压可被输出，由此该准静电场在人体内的预定位置被选择性地产生。

另外，在上述实施例中，描述了人体作为被测对象测量人体内的生物反应的情况。但是，本发明并不仅限于此，本发明还可以通过将动物、植物等作为被测对象测量这些对象体内的生物反应，通过将地面上特定点作为被测对象测量地面上特定点处的水流，通过将生还者作为被测对象测量由于灾难倒塌的倒塌建筑物内存在的生还者的生物反应，通过将电子设备作为被测对象测量预定精密的电子设备的预定动态响应，以及通过将搬运对象作为被测对象测量预定搬运对象内存在的预定动态反应，等等。除了这些，本发明还可以测量各种被测对象内的各种动态反应。

而且，在上述实施例中，描述了电场检测电极11a、11b和放大器12a、12b被作为准静电场检测装置用来检测应用于被测对象的准静电场和对应于由被测对象内的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果。但是，本发明并不仅限于此。如图12所示，对应于图8的部分分别由相同的参考标记表示，相互作用的结果可通过ADC 106由阻抗变化检测部分105和伏特计104检测，该阻抗变化检测部分105根据连接在电场产生电极4b和交流电压输出源2间的一个电表103所获得的测量值检测阻抗的变化，该伏特计104连接在交流电压输出源2的输出之间。

而且，在这种情况下，该相互作用的结果也可通过其他各种准静电场检测装置来检测，如：检测作为感应电压而感应的电压的感应电极型场强计；感应电极调制放大型场强计，其中由一个感应电极获得的DC信号通过利用斩波电路、振荡电容等被转换为AC；电光效应型场强计，其通过将电场应用于物质而检测具有电光效应的物质内引起的光传播特性的改变；静电计；分路电阻型场强计；集流型场强计等等。

而且，在上述的实施例中，描述了执行FFT处理的测量部分20作为提取装置从相互作用的结果中提取由被测对象内的动态反应引起的电位变化。但本发明并不仅限于此，测量部分也可以执行除FFT处理之外的其他频率分析处理。

而且，在上述的实施例中，描述了通过直线型排列对应于电场产生电极4a、4b的电场检测电极11a、11b形成单位测量电极ME(图9)，通过在同一平面内排列多个单位测量电极成k行形成一组表面测量电极FME的情况。但本发明并不仅限于此，也可以采用形状和排列方式不同于图9和图10所示的方式形成各种单元测量电极ME和表面测量电极FME。关键是形成一对邻接的电场产生电极4a、4b和一对邻接的并对应于该电极4a、4b的电场检测电极11a、11b作为一个单元(一个单元测量电极ME)，并在同一平面内排列该多个单元。

另外，在上述的实施例中，描述了当由于人体内的生物反应引起电位变化时测量血管或神经的电位变化的情况。但是，本发明并不仅限于此，由于特定的细胞本身引起的电位变化也可以被测量。

特别地，如图13所示，提供了一对单位测量电极ME1、ME2以使得准静电场从彼此不同的方向向内作用，每个单位测量电极由电场产生电极4a、4b和电场检测电极11a、11b组成，每一电极的尺寸近似等于一个细胞级，并且从单位测量电极ME1和ME2施加的每一准静电场的可达距离(生物反应检测区)通过输出调节部分5连续增加。此时，如上所述，准静电场的可达距离r1、r2的交叉点P由阻抗变化检测部分105根据电场检测电极11a、11b检测的阻抗变化通过电表103和伏特计104检测。此时，从两个单位测量电极ME1和ME2施加的每一准静电场的可达距离(生物反应检测区)是固定的，通过根据交叉点被检测时的阻抗变化反向估计在交叉点被检测前的阻抗变化，测量交叉点处由于细胞内的生物反应引起的电位变化。以这种方式，由于特定细胞级的生物反应的电位变化可以被测量，因此可能不仅避免在传统的修补嵌位方法中，微吸管与细胞壁接触及微吸管的控制在光学显微镜下执行，而且能够进行非侵入式和非接触式的测量。

另外，在上述的实施例中，描述了准静电场由电场产生电极4a、4b产生的情况。但是，除此以外，根据本发明，也可以为电场产生电极4a、4b提供限制准静电场的方向性如呈直线形式的方向性限制装置。因此，可能执行专门针对与被测对象内的动态反应相互作用的结果的检测操作，而不检测与外部噪声的相互作用结果，从而可以进一步增强测量的准确度。

另外，在上述的实施例中，描述了准静电场作为被测对象以便测量由于人体内的生物反应引起的电位变化的情况。但是，本发明并不仅限于此，也可以在测量的同时产生作为被测对象的用于治疗的准静电场。在这种情况下，可能不仅以非接触方式执行治疗，而且实时测量该治疗的影响，从而在诊断和研究时实现简化。

另外，在上述实施例中，描述了由血管的博动引起的电双层边界电位的变化被测量的情况。但是，根据本发明，除此以外，也可以通过考虑时基区测量博动本身。

另外，在上述实施例中，描述了提供活体X线断层图准备部分30，根据测量结果(X线断层反应数据D2)产生活体X线断层数据D3并输出该X线断层数据至显示部分(未示出)的情况。但是，本发明并不仅限于此，还可以提供一个鉴别部分来根据测量结果鉴别剧烈的损伤及其他疾病。通过这种方式，可以在测量的同时进行简单的诊断。

另外，在上述实施例中，描述了提供活体X线断层图准备部分30，其根据测量结果(X线断层反应数据D2)产生活体X线断层数据D3并输出该X线断层数据至显示部分(未示出)的情况。然而，本发明并不限于所述情况，并且也可以提供基于测量结果鉴别急性损害和其他疾病的鉴别部分。通过这种方式，可以利用所述测量同时执行简单诊断。

此外，在上述实施例中，描述了提供活体X线断层图准备部分30的情况，该活体X线断层图准备部分30基于测量结果(X线断层反应数据D2)产生活体X线断层数据D3，并输出该X线断层数据至显示部分(未示出)。但是，与此不同，根据本发明，也可以提供认证信息产生装置，其产生用于执行预定的认证处理的认证信息，并输出该认证信息至外部装置。由此，可以利用在专用于人体的模式中形成的生物反应作为该认证信息，以进一步确保外部装置中的信息的机密性。

另外，在上述的实施例中，描述了检测准静电场产生装置产生的、应用于人体的准静电场和对应于由人体的生物反应引起的电位变化的电场间的相互作用的结果的情况，其中该电位变化根据该检测结果被提取出。但是，本发明并不仅限于此，例如，在一个鲨鱼的例子中，射线等通过一个存在于它们的头部被称做Lorenzini的壶腹的器官检测在活体中产生的电场(准静电场)，由此识别一个存在于它们的身体中作为它们的诱饵的活体，也可以对该活体内的生物反应引起的电位变化通过上述的准静电场检测装置直接检测，由预定的生物反应引起的电位变化通过参考如一个其中事先存有电位变化水平和生物反应的种类的对应关系的列表，从所检测的电位变化的电平中提取。

工业应用性

本发明应用于非侵入式测量被测对象如活体、预定电子设备和地面的内部状况的场合。

Claims (7)

1、一种测量装置，包括：

准静电场产生装置，产生一个较辐射电场和感应电磁场更高场强的准静电场；

准静电场检测装置，检测由该准静电场产生装置产生并应用于一个被测对象的准静电场和对应于被测对象内部的动态反应引起的电位变化的电场间的相互作用结果；和

提取装置，从该准静电场检测装置检测的相互作用的结果提取该电位变化。

2、如权利要求1所述的测量装置，其中：

所述的被测对象是一个活体；

所述准静电场检测装置检测与所述的与由该活体内的生物反应引起的电位变化相对应的电场的所述相互作用的结果。

3、如权利要求1所述的测量装置，其中：

所述准静电场产生装置在对应于多个频率的每一距离处分别产生所述高于所述感应电磁场的场强的所述准静电场。

4、如权利要求1所述的测量装置，其中：

所述准静电场产生装置以时分的方式，在对应于多个频率的每一距离处为每一所述距离产生高于所述感应电磁场的场强的准静电场。

5、如权利要求3所述的测量装置，其中：

所述准静电场产生装置包括输出调节装置，调节对应于到预定电极的每一所述频率的每一电压的输出，以使得在每一所述距离处产生的分别对应于每一频率的每一所述准静电场的强度变为预定的场强，并输出一个调节后的每一所述电压的合并结果。

6、如权利要求4所述的测量装置，其中：

所述准静电场产生装置包括输出调节装置，调节对应于到预定电极的每一所述频率的每一电压的输出，以使得在每一所述距离处产生的分别对应于每一频率的每一所述准静电场的强度变为预定的场强。

7、如权利要求1所述的测量装置，其中：

所述准静电场产生装置包括一对产生所述准静电场的产生电极；

所述准静电场检测装置包括一对用于检测所述相互作用结果的检测电极；

所述一对产生所述准静电场的产生电极对和所述一对用于检测所述相互作用结果的检测电极对形成为一个单位电极，多个所述单位电极形成在同一平面上。

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