CN100486526C - 疼痛测定装置 - Google Patents

Abstract

本发明的目的在于提供一种，能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度的疼痛测定装置，该装置设有安装于测定对象(2)的电极(3)、和生成提供给电极(3)的受激电流的受激电流生成部，是根据从电极(3)赋予测定对象(2)的受激电流，测定测定对象(2)所感到的疼痛的疼痛测定装置(1)；其中设有显示测定结果的显示部(6a)，另外，受激电流生成部设有，防止规定值以上的受激电流被提供给电极的保护电路；在疼痛测定装置(1)中，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，受激电流在Aδ纤维之前刺激Aβ纤维，同时，不刺激C纤维；受激电流不包含有刺激C纤维的5Hz的频率成分；Aβ纤维的刺激强度总和值除以Aδ纤维的刺激强度总和值之比，在3及3以上；在显示部(6a)上显示有，在使受激电流的电流值从0逐步增加时作为以Aβ纤维最初感知的受激电流电流值的最小感知电流值、与作为给予测定对象(2)以和所感到的疼痛感觉相同程度感觉的受激电流电流值的疼痛对应电流值之比。

Description

疼痛测定装置

技术领域

本发明涉及的是用于客观地测定测定对象所感到的疼痛的、人体用疼痛测定装置。

背景技术

现有技术下的用于客观地测定测定对象所感到的疼痛的疼痛测定装置，是由本申请人提案的(例如，参照专利文献1)。该专利文献1中所公开的疼痛测定装置构成为，根据从安装于测定对象的电极赋予测定对象的受激电流，能够定量地评价测定对象所感到的疼痛程度。也就是说，专利文献1中所公开的疼痛测定装置构成为，通过测定与测定对象所感到的疼痛相同程度的强度感觉的电刺激的大小(受激电流的电流值)，能够定量地评价测定对象所感到的疼痛程度。另外，在该疼痛测定装置中，作为赋予测定对象的受激电流，使用由矩形脉冲波形构成的受激电流。

专利文献1：专利第3699258号公报

发明内容

本发明所要解决的课题

由于为了测定疼痛而赋予的受激电流，对测定对象产生新的疼痛，对于测定对象来说疼痛的测定是痛苦的。因此，市场上要求，能够给予测定对象以不带来疼痛的异种电刺激，从与测定对象所感到的疼痛相同程度的强度感觉的异种电刺激(不带来疼痛的电刺激)的大小，定量地评价疼痛的疼痛测定装置。

在这里，专利文献1所公开的疼痛测定装置中，在赋予测定对象的受激电流电流值小的时候，不会因受激电流而对测定对象产生新的疼痛。因此，在该疼痛测定装置中，在测定对象所感到的疼痛轻的时候，不会感觉到因受激电流而产生的新的疼痛(也就是说，通过不带来疼痛的异种电刺激)，能够定量地评价疼痛。然而，在专利文献1所公开的疼痛测定装置中，一旦受激电流达到规定值以上，由于受激电流而对测定对象产生新的疼痛。另外，通过本申请发明人的研究明确了，产生该带来疼痛的电刺激的受激电流下限值是比较低的值。因此，在专利文献1所公开的疼痛测定装置中，即使在测定对象所感到的疼痛并不是很大的情况下，如果不赋予带来疼痛的电刺激，也不能够定量地评价疼痛。其结果是，难以在不让测定对象感到疼痛的情况下，在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度。

因此，本发明的课题在于提供一种，能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度的疼痛测定装置。

解决课题的手段

为了解决上述课题，本申请发明人进行了种种研究。特别是，本申请发明人着眼于赋予测定对象的受激电流的特性，并对受激电流的特性进行了种种研究。其结果是领悟出，在受激电流具有规定特性的情况下，能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度。

本发明是基于所涉及的新知识的疼痛测定装置，设有安装于测定对象的电极、和生成提供给电极的受激电流的受激电流生成部，是根据从电极赋予测定对象的受激电流，测定测定对象所感到的疼痛的人体用疼痛测定装置，其特征在于，设有显示测定结果的显示部，同时，受激电流生成部设有防止规定值以上的受激电流被提供给电极的保护电路；受激电流在使受激电流的电流值从0逐步增加时，在Aδ纤维之前刺激Aβ纤维，同时，不刺激C纤维；受激电流不包含有刺激C纤维的5Hz的频率成分；Aβ纤维的刺激强度总和值除以Aδ纤维的刺激强度总和值之比，也就是对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值之比，在3及3以上；显示部上显示有，在使受激电流的电流值从0逐步增加时作为以Aβ纤维最初感知的受激电流电流值的最小感知电流值、与作为给予测定对象以和所感到的疼痛感觉相同程度感觉的受激电流电流值的疼痛对应电流值之比。

在本发明的疼痛测定装置中，受激电流不刺激参与持续性的微弱疼痛传达的C纤维。因此，在该疼痛测定装置中，通过受激电流，测定对象不会感到因C纤维的刺激而引起的持续性的微弱疼痛。另外，在本发明中，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，受激电流在刺激参与瞬间性的剧烈疼痛传达的Aδ纤维之前先刺激不参与疼痛传达的Aβ纤维。因此，通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度。

另外，本发明的最小感知电流值是，在使受激电流的电流值从0逐步增加时以Aβ纤维最初感知的受激电流的电流值。因此，本发明的最小感知电流值，大于由现有技术下的矩形状脉冲波构成的受激电流赋予测定对象时的最小感知电流值。从而，与现有技术相比，最小感知电流值的测定误差变小，能够提高最小感知电流值的测定精度。其结果是，能够将现有技术下不能够显示的最小感知电流值(以Aβ纤维感知的最小感知电流值)显示于显示部。也就是说，由于最小感知电流值的测定精度高，测定对象不会因所显示的最小感知电流值而误解，因此能够将最小感知电流值显示在显示部上。因此，测定对象能够以肉眼确认高精度的测定结果。

进而，本发明中，受激电流生成部设有防止规定值以上的受激电流被提供给电极的保护电路。因此，即使在通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度的情况下，也能够提高测定对象的安全性。

另外，本说明书中，“不刺激C纤维”除了完全不刺激C纤维的情况之外，还包括对C纤维的刺激与对Aδ纤维和Aβ纤维的刺激相比，是可忽视程度的少量的情况。

另外，基于上述新知识，本发明的疼痛测定装置，设有安装于测定对象的电极、和生成提供给该电极的受激电流的受激电流生成部，是根据从电极赋予测定对象的受激电流，测定测定对象所感到的疼痛的人体用疼痛测定装置，其特征在于，设有显示测定结果的显示部，同时，受激电流生成部设有防止规定值以上的受激电流被提供给电极的保护电路；受激电流不包含5Hz的频率成分；表示受激电流的每个频率成分刺激强度的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值、与功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比在1：3～1：12的范围内；显示部上显示有，在使受激电流的电流值从0逐步增加时作为以Aβ纤维最初感知的受激电流电流值的最小感知电流值、与作为给予测定对象以和所感到的疼痛感觉相同程度感觉的受激电流电流值的疼痛对应电流值之比。

本发明的疼痛测定装置中，受激电流不包含有刺激C纤维的5Hz的频率成分。因此，在该疼痛测定装置中，测定对象不会感到因C纤维的刺激而引起的持续性的微弱疼痛。另外，在本发明中，与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值，和与对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比在1：3～1：12的范围内。因此，通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度。另外，能够通过不带来疼痛的，并且，更接近于测定对象所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛。

另外，本发明中，由于与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值，和与对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比在1：3～1：12的范围内，因此本发明的最小感知电流值是，在使受激电流的电流值从0逐步增加时以Aβ纤维最初感知的受激电流电流值。因此，本发明的最小感知电流值，大于由现有技术的矩形状脉冲波构成的受激电流赋予测定对象时的最小感知电流值。从而，能够提高最小感知电流值的测定精度，能够将现有技术下不能够显示的最小感知电流值(以Aβ纤维感知的最小感知电流值)显示于显示部。其结果是，测定对象能够以肉眼确认高精度的测定结果。进而，本发明中，由于受激电流生成部设有防止规定值以上的受激电流被提供给电极的保护电路，因此即使在通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度的情况下，也能够提高测定对象的安全性。

另外，本说明书中的“不包含5Hz的频率成分”是指，受激电流中完全不包含有5Hz的频率成分的情况，以及相对于250Hz和2000Hz的频率成分以可忽视程度的较小比率包含5Hz频率成分的情况。也就是说，在本说明书中，相对于250Hz和2000Hz的频率成分，5Hz的频率成分以千分之一以下的比率包含在受激电流的情况，也符合“不包含5Hz的频率成分”。

在本发明中，以在显示部上以条线图显示最小感知电流值与疼痛对应电流值之比为佳。如果采用这种构成，测定对象能够容易并且恰当地以肉眼确认测定结果。

发明的效果

如以上所说明，本发明涉及的疼痛测定装置，能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象所感到的疼痛程度。

附图说明

图1是表示本发明实施形态一涉及的疼痛测定装置构成的立体图。

图2是表示图1所示的疼痛测定装置的主体部以及其外部设备的大致构成的框图。

图3是图1所示的个人计算机图像显示的一个例子的示意图。

图4是表示从图1所示的电极赋予测定对象的受激电流的各个频率成分刺激强度的功率谱峰值的座标图。

图5是用于说明，表示从图1所示的电极赋予测定对象的受激电流的各个频率成分刺激强度的功率谱实际变化的座标图。

图6是用于说明利用图1所示的疼痛测定装置的疼痛测定方法观点的座标图。

图7是表示利用图1所示的疼痛测定装置的疼痛测定顺序的流程图。

图8是表示作为测定对象感到疼痛的受激电流电流值的疼痛发生电流值以及最小感知电流值的测定结果的座标图，其中(A)表示在将本发明实施形态的受激电流赋予测定对象时的测定结果，(B)表示在将由现有技术下的矩形波构成的受激电流赋予测定对象时的测定结果。

图9是用于说明本发明实施形态的受激电流以及由现有技术下的矩形波构成的受激电流，分别给予Aδ纤维及Aβ纤维的刺激强度的模式座标图。

图10是表示本发明其他实施形态的受激电流的功率谱峰值的座标图。

符号说明

1        疼痛测定装置

2        测定对象

3        电极

6a       显示部(显示手段)

9        MPU9(受激电流生成部的一部分)

10       升压变压器(受激电流生成部的一部分)

11       电压控制电路(受激电流生成部的一部分)

12       输出控制电路(受激电流生成部的一部分)

13       保护电路(受激电流生成部的一部分)

14       电流检测电路(受激电流生成部的一部分)

具体实施形态

以下，根据附图说明本发明的最佳实施形态。

(疼痛测定装置的大致构成)

图1是表示本发明实施形态一涉及的疼痛测定装置1构成的立体图。图2是表示图1所示的疼痛测定装置1的主体部4以及其外部设备的大致构成的框图。图3是图1所示个人计算机6的图像显示的一个例子的示意图。

本实施形态的疼痛测定装置1是，用于客观地测定测定对象2由于疾病、受伤等原因所感到的疼痛的装置。也就是说，本实施形态的疼痛测定装置1是，用于定量地评价测定对象2所感到的疼痛的装置。如图1所示，该疼痛测定装置1，设有：装于测定对象2的上膊部2a内侧的电极3，对电极3提供规定受激电流的主体部4，测定疼痛时测定对象2进行操作的操作按钮5，对主体部4输出规定的动作信号、或显示疼痛测定结果的个人计算机(PC)6，以及将疼痛测定结果印刷在印刷用纸等上进行输出的打印机7。电极3、操作按钮5、PC6以及打印机7，通过规定的电缆连接在主体部4上。

另外，在本实施形态中，电极3是装在测定对象2的上膊部2a内侧的，但是电极3的安装位置，只要是肌肉量及汗腺少，并且容易安装的部位，也可以是上膊部2a内侧以外的部位。例如，电极3的安装位置也可以是脚后跟。如上所述，通过将电极3安装在肌肉量少的部位，可以防止肌肉的间断性或连续性的收缩。

如图2所示，主体部4设有：MPU(Micro Processing Unit)9、升压变压器10、电压控制电路11、输出控制电路12、保护电路13、电流检测电路14、外部RAM15、永久存储器16、图像显示部17、显示部激励器18、地址译码器19以及I/F(接口)电路20。

MPU9，内部设有省略图示的ROM、RAM、定时器以及输出接口。在MPU9内部的ROM预先存储有，进行用于从提供给电极3的受激电流的电流值计算出测定对象2所感到的疼痛程度处理的程序。其后，一旦动作信号通过I/F电路20从PC6输入到MPU9，则MPU9一边利用外部RAM15的临时存储功能，一边按照存储在内部的ROM中的程序来处理来自PC6的动作信号，实行规定的算法。另外，通过实行规定的算法，MPU9将驱动信号分别提供给升压变压器10、电压控制电路11、输出控制电路12。

升压变压器10，根据来自MPU9的驱动信号，将来自省略图示的直流电源的电压升压。更具体地说，升压变压器10通过来自使用定时器的MPU9的矩形波状驱动信号驱动晶体管，使来自直流电源的电压升压。例如，升压变压器10使通过直流电源外加的12V的电压升压至100V～120V。电压控制电路11，根据来自MPU9的驱动信号，调整从升压变压器10输出的直流电压输出功率。另外，如图2所示，用于检测电压控制电路11内的电压值的检测信号，从电压控制电路11输出，并输入到MPU9。根据输入到MPU9的检测信号进行控制，使规定值以上的电压不会从输出控制电路12输出。

输出控制电路12是，用于通过PWM(Pulse Width Modulation)来控制从电压控制电路11输出的整流电压的PWM控制电路。该输出控制电路12，根据来自MPU9的驱动信号，输出例如5V～100V范围内的脉冲波状电压。保护电路13是，防止规定值以上的电流从输出控制电路12提供到安装于测定对象2的电极3的限幅器电路。如图2所示，用于检测限流值的检测信号从该保护电路13输出，并输入到MPU9。

电流检测电路14是，用于检测从保护电路13经由电极3赋予测定对象2的电流的有效值的电路。本实施形态的电流检测电路14是，例如由电阻和运算放大器构成的电路。如图2所示，用于检测提供给电极3的受激电流(也就是，赋予测定对象2的受激电流)电流值的检测信号，从电流检测电路14输出，并输入到MPU9。在本实施形态中，从输出控制电路12提供给电极3的受激电流(也就是，赋予测定对象2的受激电流)的波形，呈50Hz周期的脉冲波形。

这样，在本实施形态中，通过MPU9、直流电源(省略图示)、升压变压器10、电压控制电路11、输出控制电路12、保护电路13以及电流检测电路14，构成了生成提供给电极3的受激电流的受激电流生成部。

如上所述，外部RAM15是MPU9实行规定算法用的存储器。只要MPU9内部的RAM的容量足够大，就没必要设置该外部RAM15。永久存储器16是，存储了从输出控制电路12输出的电压的增长速度(也就是，提供给电极3的受激电流的增加程度)、和提供给电流检测电路14的电压限制值等规定的设定值的存储器。

图像显示部17是，将电压控制电路11内的电压值和提供给电极3的受激电流的电流值显示于主体部4外部的液晶显示装置等的显示装置(参照图1)。该图像显示部17显示，从MPU9输出并经由显示部激励器18处理的图像数据。

地址译码器19是，用于在外部RAM15和显示部激励器18、MPU9之间进行信号交换的逻辑电路。另外，I/F电路20是，用于在MPU9和PC6之间进行信号交换，或将信号从MPU9向打印机7提供的电路。

操作按钮5设有，测定对象2用于停止对电极3提供受激电流的停止开关和用于开始提供受激电流的开始开关等。另外，如图1所示，PC6设有，作为显示疼痛测定装置1的疼痛测定结果的显示手段的显示部6a。该显示部6a，例如，是液晶显示装置。另外，在显示部6a，例如图3所示那样地显示疼痛测定装置1的测定结果。对于图3所示的显示部6a的显示内容以后进行叙述。另外，也可以使图3所示的测定结果显示于图像显示部17。这种情况下，图像显示部17就成为显示疼痛测定结果的显示手段。

(受激电流的特性)

图4是表示从图1所示的电极3赋予测定对象2的受激电流的各个频率成分刺激强度的功率谱峰值的座标图。图5是用于说明表示从图1所示的电极3赋予测定对象2的受激电流的各个频率成分刺激强度的功率谱实际变化的座标图。

本申请发明人多年研究了使用什么样的受激电流，才能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度。其研究结果是，明确了通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度的受激电流具有规定的特性。并且，在本实施形态的疼痛测定装置1中，产生具有该特有性质的受激电流。以下，对通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度的受激电流(也就是，在本实施形态中从电极3赋予测定对象2的受激电流)的特性进行说明。

表示通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度的受激电流(也就是，本实施形态的受激电流)的各个频率成分刺激强度的功率谱(具体地说，是表示受激电流的脉冲波的各个频率成分刺激强度的功率谱)表示，每当频率为50Hz的整数倍时具有峰值，在除此以外的频率下，则不具有峰值的特殊模式。也就是说，如图5中模式地所示，本实施形态的受激电流的功率谱，如50Hz、100Hz、150Hz…那样，每50Hz具有峰值，在除此以外的频率下不具有峰值。另外，受激电流的功率谱根据各频率，如图5所示那样增减。

在图4中，仅把本实施形态受激电流的功率谱峰值用点来表示(参照图表G1、G2)。另外，在图4中，作为参考，仅表示现有技术下本申请人在疼痛测定装置中使用过的由矩形状脉冲波构成的受激电流(以下，记载为现有技术下的受激电流)的功率谱峰值(参考图表G3、G4)。在这里，作为现有技术下的受激电流的脉冲波，使用50Hz周期的脉冲波。本申请发明人的研究结果，尽管是偶然，但是知道了现有技术下的受激电流的功率谱也和本实施形态的受激电流的功率谱相同，表示每当频率在50Hz的整数倍时具有峰值，在除此以外的频率下则不具有峰值的特殊模式。图4中，为了与本实施形态的受激电流的功率谱峰值相区别，图示有以实线连接现有技术下的受激电流的各个功率谱峰值的状态。另外，在图4中，横轴为频率(单位Hz)，纵轴为刺激强度(单位dB(分贝))。另外，图4是横轴为对数刻度的半对数座标图。

在这里，具有图4所示的功率谱峰值的本实施形态的受激电流和现有技术下的受激电流的电流值是相等的。另外，图4所示的功率谱的各峰值(也就是，各个频率成分的刺激强度)，与各受激电流的电流值增减成比例地增减。

在图4中，作为表示本实施形态的受激电流的功率谱峰值变化的图表，表示有图表G1和G2的两个图表。图表G1和G2的差别，是由测定时受激电流的偏差等原因产生的。同样的，在图4中，作为表示现有技术下的受激电流的功率谱峰值变化的图表，表示有图表G3和G4的两个图表。图表G3和G4的差别，也是由测定时受激电流的偏差等原因产生。

如从图4所知，图表G1、G2和图表G3、G4之间，其变化模式大不相同。从图表G1、G2可以知道，本实施形态的受激电流的功率谱峰值，在50Hz～500Hz的范围内大致相等。特别是，在图表G1中，在50Hz～1050Hz的范围内，本实施形态的受激电流的功率谱峰值大致相等。另外，本实施形态的受激电流的功率谱峰值，在50Hz～2000Hz的范围内为最大。更具体地说，在图表G1中，在1050Hz附近的功率谱峰值最大，在图表G2中，在150Hz附近的功率谱峰值最大。与此相对，如从图表G3、G4所知，现有技术下的受激电流的功率谱峰值，在100Hz及100Hz以上的频率下是减少的。特别是，在500Hz及500Hz以上的频率下急剧地减少。

在这里，在将单纯的正弦波的受激电流(仅具有一定频率成分的受激电流)赋予测定对象2的情况下，如图4所示，现有技术下已知有效地刺激参与瞬间性的剧烈疼痛和压力、温度传达的Aδ纤维的是，具有250Hz的频率成分的受激电流：有效地刺激只参与接触和压力的传达，而不参与疼痛传达的Aβ纤维的是，具有2000Hz的频率成分的受激电流。另外，现有技术下已知，在将单纯的正弦波的受激电流赋予测定对象2的情况下，有效地刺激参与持续性的微弱疼痛传达的C纤维的是，具有5Hz的频率成分的受激电流。

本实施形态的受激电流和现有技术下的受激电流，包含有效地刺激Aδ纤维的250Hz频率成分和有效地刺激Aβ纤维的2000Hz频率成分。另外，本实施形态的受激电流及现有技术下的受激电流中，完全不包含有有效地刺激C纤维的5Hz频率成分，或者，只包含有与250Hz及2000Hz频率成分相比为可忽视程度的少量(例如，250Hz及2000Hz频率成分的千分之一以下)5Hz频率成分。

另外，一般认为，参与对Aδ纤维的刺激的是受激电流的功率谱在50Hz～500Hz范围内的积分值，参与对Aβ纤维的刺激的是受激电流的功率谱在50Hz～3000Hz范围内的积分值。

(疼痛测定方法)

图6是用于说明利用图1所示疼痛测定装置1的疼痛测定方法观点的座标图。图7是表示利用图1所示疼痛测定装置1的疼痛测定顺序的流程图。

以下，说明利用疼痛测定装置1的疼痛测定方法。

在本实施形态中，为了测定测定对象2所感到的疼痛(也就是，为了定量地评价疼痛)，测定大小不同的两种受激电流的电流值。如图6所示，一种是，在使赋予测定对象2的受激电流的电流值从0逐步增加时，测定对象2最初感到电刺激时的受激电流的电流值(也就是，感知阈值。以下，将该电流值称为“最小感知电流值”)，另一种是，在使受激电流的电流值进一步增加时，给测定对象2以与疾病等原因所感到的疼痛感觉相同程度感觉的受激电流的电流值(以下，将该电流值称为“疼痛对应电流值”)。

最小感知电流值，成为用于定量地评价疼痛的参考值。也就是说，将把疼痛对应电流值除以最小感知电流值所得的值定义为疼痛指数，并根据该疼痛指数定量地评价测定对象2所感到的疼痛。由于即使是疼痛的原因相同，疼痛的感觉方式也因人而异，因此通过以疼痛指数评价疼痛，能够抑制疼痛感觉方式个人差别的影响，从而定量地评价疼痛。另外，也可以通过以下面公式所定义的疼痛程度，评价测定对象2所感到的疼痛。

(疼痛程度)＝(疼痛对应电流值—最小感知电流值)/最小感知电流值

利用疼痛测定装置1的疼痛测定顺序是，例如图7所示的流程图所示。也就是说，在测定测定对象2所感到的疼痛时，首先将电极3安装在测定对象2上(步骤S1)。其后，使赋予测定对象2的受激电流的电流值从0逐步增加。然后，测定对象2在最初感到电刺激时，按下手持的操作按钮5的停止开关。通过按下停止开关停止受激电流，此时的电流值作为最小感知电流值存储在MPU9内(步骤S2)。另外，此时也可以不停止受激电流，而只将其值存储在MPU9内。

其后，进一步使受激电流的电流值增加，在测定对象2感觉到与所感到的疼痛感觉相同程度强度的异种电刺激(不带来疼痛的电刺激)时，测定对象2按下手持的操作按钮5的停止开关。通过按下停止开关停止受激电流，此时的电流值作为疼痛对应电流值存储在MPU9内(步骤3)。一旦最小感知电流值及疼痛对应电流值的测定结束，计算出疼痛指数，最小感知电流值、疼痛对应电流值以及疼痛指数显示于PC6的显示部6a(步骤S4)。另外，疼痛测定结果通过打印机7印刷在印刷用纸上，或者测定结果的数据存储在PC6内(步骤5)，疼痛的测定结束。

另外，最小感知电流值、疼痛对应电流值以及疼痛指数，例如图3所示，显示于显示部6a。也就是说，最小感知电流值、疼痛对应电流值以及疼痛指数，显示在显示部6a中的测定数据显示领域α1及测定结果显示领域α2内。

图3所示的显示例中，在测定数据显示领域α1上，在“最小值(Minimum)”的显示下面，显示有最小感知电流值的三次测定值及其平均值。另外，在测定数据显示领域α1上，在“疼痛(Pain)”的显示下面，显示有疼痛对应电流值的三次测定值(在图3的显示例中只实施一次测定)及其平均值。进而，在测定数据显示领域α1上，在“疼痛比率(PainRatio)”的显示右旁侧显示有疼通指数。该测定数据显示领域α1中所显示的疼痛指数是，将疼痛对应电流平均值除以最小感知电流平均值所得的值。另外，在疼痛对应电流值显示的右旁侧，以堆积式纵条线图显示最小感知电流平均值和疼痛对应电流平均值。在图3中，以黑色表示的部分为最小感知电流平均值，以白色表示的部分为疼痛对应电流平均值。另外，图3所示的显示例中，在测定结果显示领域α2上，显示有5个测定对象2的疼痛测定结果，或对一个测定对象2进行的5次疼痛测定的结果。具体地说，在测定结果显示领域α2上，在“最小平均值(MinAve)”的显示下面，显示有各测定对象2的最小感知电流值的平均值，在“疼痛平均值(Pain Ave)”的显示下面，显示有各测定对象2的疼痛对应电流值的平均值。另外，在“疼痛比率(Pain Ratio)”的显示下面，显示有各测定对象2的疼痛指数，在左端，以堆积式横条线图显示各测定对象2的最小感知电流平均值和疼痛对应电流平均值。在图3中，以黑色表示的部分为最小感知电流平均值，以白色表示的部分为疼痛对应电流平均值。

另外，显示部6a中，在测定对象数据显示领域α3上显示有测定对象2的性别、年龄等的各种信息，在图表类型显示领域α4上，显示测定数据显示领域α1以及测定结果显示领域α2中所显示的图表类型，在图表刻度显示领域α5上显示有，测定数据显示领域α1以及测定结果显示领域α2中所显示的图表刻度。

(受激电流给予测定对象的疼痛)

图8是表示作为测定对象2感到疼痛的受激电流电流值的疼痛发生电流值及最小感知电流值的测定结果的座标图，其中(A)表示在将本发明实施形态的受激电流赋予测定对象2时的测定结果，(B)表示在将由现有技术下的矩形波构成的受激电流赋予测定对象2时的测定结果。

在将本实施形态的受激电流赋予8个测定对象2时，如图8(A)所示，最小感知电流值为3.36±0.76mA。另外，使受激电流的电流值增加到作为疼痛测定装置1上限值的约33mA，但是测定对象2没有因受激电流而感到疼痛。另外，虽然测定对象2没有因为受激电流感到疼痛，但会感到和疼痛相同程度强度感觉的异种刺激(也就是，不带来疼痛的刺激)，能够从该刺激大小定量地评价疼痛。

与此相对，在将由现有技术下的矩形波构成的受激电流赋予8个测定对象2时，如图8(B)所示，最小感知电流值为0.79±0.24mA。另外，一旦增加受激电流，测定对象2会因受激电流而感到疼痛。该作为测定对象2感到疼痛的受激电流电流值的疼痛发生电流值，为6.66±3.03mA。

(本实施形态的主要效果)

在本实施形态的疼痛测定装置1中，功率谱峰值如图4的图表G1、G2所示那样变化的受激电流，从电极3赋予测定对象2。因此，如以图8(A)所说明的那样，测定对象2不会因受激电流而感到新的疼痛，能够测定测定对象2所感到的疼痛。

利用图9进一步详细地说明本实施形态的效果。图9是用于说明本发明实施形态的受激电流和由现有技术下的矩形波构成的受激电流，分别给予Aδ纤维和Aβ纤维的刺激强度的模式座标图。

如上所述，一般认为，参与对Aδ纤维的刺激的是，功率谱在50Hz～500Hz的积分值，参与对Aβ纤维的刺激的是，功率谱在50Hz～3000Hz的积分值。因此，在这里，将功率谱在50Hz～500Hz的积分值，定义为参与对Aδ纤维的刺激的刺激强度总和值。另外，将功率谱峰值在50Hz～3000Hz的积分值，定义为参与对Aβ纤维的刺激的刺激强度总和值。

另外，已知作为Aδ纤维的刺激强度总和值的、测定对象2感到刺激的最小值(以下，将该值称为“Aδ纤维的感知阈值”，在图9中也这样记载)是，作为Aβ纤维的刺激强度总和值的、测定对象2感到刺激的最小值(以下，将该值称为“Aβ纤维的感知阈值”，在图9中也这样记载)的大约三分之一。另外，已知作为Aδ纤维的刺激强度总和值的、测定对象2感到疼痛的最小值(以下，将该值称为“Aδ纤维的疼痛阈值”，在图9中也这样记载)是，Aδ纤维的感知阈值的大约5倍。据上所述，在图9中，将刺激强度总和值作为纵轴，同时，将Aδ纤维的感知阈值、Aβ纤维的感知阈值以及Aδ纤维的疼痛阈值的比率作为纵轴值来表示。在图9的纵轴中，由于将Aδ纤维的感知阈值的大小作为“1”，因此Aβ纤维的感知阈值的大小为“3”，Aδ纤维的疼痛阈值的大小为“5”。另外，一般认为，因为Aβ纤维不参与疼痛的传达，所以理论上Aβ纤维的疼痛阈值不存在。

若从表示本实施形态的受激电流特性的图4的图表G1或G2，计算Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比，则Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比约为1：6。另一方面，若从表示现有技术下的受激电流特性的图4的图表G3或G4，计算Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比，则Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比约为1：2。另外，Aδ纤维的刺激强度总和值和Aβ纤维的刺激强度总和值之比，等于与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值和与对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比。

从该Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比，以及上述的受激电流给予测定对象2的疼痛测定结果(图8所示的测定结果)，能够得出以下的结论。首先，一般认为，在使用本实施形态的受激电流的情况下，由于即使使受激电流增大，Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比也一直为1：6，因此Aβ纤维最初感知电刺激(也就是说，Aβ纤维参与最小感知电流值的测定)。也就是说，使用本实施形态的受激电流时的最小感知电流是，以Aβ纤维最初感知的受激电流电流值。另一方面，一般认为，在使用现有技术下的受激电流的情况下，由于即使使受激电流增大，Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比也一直为1：2，因此Aδ纤维最初感知电刺激(也就是说，Aδ纤维参与最小感知电流值的测定)。也就是说，使用本实施形态的受激电流时的最小感知电流是，以Aδ纤维最初感知的受激电流电流值。

换句话说，在使用本实施形态的受激电流的情况下，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，在Aδ纤维的刺激强度总和值达到Aδ纤维的感知阈值之前，Aβ纤维的刺激强度总和值达到Aβ纤维的感知阈值。也就是说，本实施形态的受激电流在刺激Aδ纤维之前先刺激Aβ纤维。另外，本实施形态的受激电流，由于Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比约为1：6，因此如图9所示，在Aβ纤维的刺激强度总和值达到Aβ纤维的感知阈值(也就是说，Aβ纤维的刺激强度总和值处于B点位置)时，Aδ纤维的刺激强度总和值是“0.5”，没有达到Aδ纤维的感知阈值(也就是说，处于A点位置)。

另一方面，在使用现有技术下的受激电流的情况下，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，在Aβ纤维的刺激强度总和值达到Aβ纤维的感知阈值之前，Aδ纤维的刺激强度总和值达到Aδ纤维的感知阈值。另外，现有技术下的受激电流，由于Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比约为1：2，因此如图9所示，在Aδ纤维的刺激强度总和值达到Aδ纤维的感知阈值(也就是说，Aδ纤维的刺激强度总和值处于C点位置)时，Aβ纤维的刺激强度总和值是“2”，没有达到Aβ纤维的感知阈值(也就是说，处于D点位置)。

另外，在图9中以实线连接A点和B点，以双点划线连接C点和D点，但这只是从方便上考虑的用于更容易地观察图表的直线，这些直线并没有特殊的含义。

在这里，考虑使受激电流的电流值进一步增加的情况。一旦使受激电流增加，刺激强度总和值上升。并且，一旦Aδ纤维的刺激强度总和值达到Aδ纤维的疼痛阈值，测定对象2就会因受激电流而感到新的疼痛。因此，给予所述以上电流值的受激电流，对于测定对象2是残酷的，在测定对象2由于受激电流而开始感到新的疼痛之后，就不能继续测定疼痛。也就是说，从测定对象2开始感到电刺激，到由于电刺激而感到疼痛的期间，能够利用疼痛测定装置1测定疼痛。换句话说，Aδ纤维的刺激强度总和值到达E点(刺激强度总和值达到“5”为止)之前为，通过不带来疼痛的受激电流测定测定对象2疼痛的可测定范围。

在使用本实施形态的受激电流的情况下，最小感知电流值是，在Aβ纤维最初感知到电刺激时，也就是说，Aβ纤维的刺激强度总和值达到B点时的受激电流值。此时，如上所述，由于Aδ纤维的刺激强度总和值为0.5，处于A点位置，因此，只要Aδ纤维的刺激强度总和值在A点到E点的范围内，就能够通过不带来疼痛的受激电流测定疼痛。也就是说，只要Aδ纤维的刺激强度总和值在0.5到5的范围内就能够测定疼痛，作为不带来疼痛的受激电流，能够将最小感知电流值的10倍电流值的受激电流赋予测定对象2。另外，对应于该疼痛可测定范围的Aβ纤维的刺激强度总和值的范围在3到30之间。

与此相对，在使用现有技术下的受激电流的情况下，最小感知电流值是，在Aδ纤维最初感知到电刺激时，也就是说，Aδ纤维的刺激强度总和值达到C点时的受激电流值。因此，只要Aδ纤维的刺激强度总和值在C点到E点的范围内，就能够通过不带来疼痛的受激电流测定疼痛。也就是说，只有在Aδ纤维的刺激强度总和值在1到5的范围内时才能够测定疼痛，作为不带来疼痛的受激电流，只能够赋予测定对象2以最小感知电流值的5倍电流值的受激电流。另外，对应于该疼痛可测定范围的Aβ纤维的刺激强度总和值的范围在2到10之间。

如上所述，相对于在使用现有技术下的受激电流的情况下，只能够赋予测定对象2以最小感知电流值的5倍电流值的受激电流，在使用本实施形态的受激电流的情况下，能够不带来疼痛地将最小感知电流值的10倍电流值的受激电流赋予测定对象2。也就是说，在使用本实施形态的受激电流的情况下，通过不带来疼痛的受激电流能够测定测定对象2疼痛的测定范围，是使用现有技术下的受激电流的情况时的2倍，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度。另外，在使用本实施形态的受激电流的情况下，由于能够通过不带来疼痛的受激电流，在大范围内测定疼痛程度，因此如以图8(A)所说明的那样，即使使受激电流的电流值增加到作为疼痛测定装置1上限值的约33mA为止，测定对象2也不会因受激电流而感到疼痛。也就是说，在Aδ纤维的刺激强度总和值达到Aδ纤维的疼痛阈值之前，能够通过感到和疼痛相同程度强度的异种刺激(也就是，不带来疼痛的刺激)结束对测定对象2疼痛的定量评价，测定对象2不会因受激电流而感到新的疼痛。

如上所述，在使用本实施形态的受激电流的情况下，Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比(也就是说，与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值、和与对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比)约是1∶6，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，在Aδ纤维之前受激电流先刺激Aβ纤维。因此，通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度。

另外，使用本实施形态受激电流的情况时的最小感知电流值是，以Aβ纤维最初感知到的受激电流的电流值。因此，使用本实施形态受激电流的情况时的最小感知电流值，大于作为使用由现有技术下的矩形状脉冲波构成的受激电流情况时的最小感知电流的、以Aδ纤维最初感知到的受激电流的电流值。例如，如上所述，相对于在赋予由现有技术下的矩形波构成的受激电流时的最小感知电流值为0.79±0.24mA，在赋予本实施形态的受激电流时的最小感知电流值为3.36±0.76mA。也就是说，相对于在赋予由矩形波构成的受激电流时最小感知电流值的测定误差是±30％，在赋予本实施形态的受激电流时最小感知电流值的测定误差为±22％。这样，在本实施形态中，与现有技术相比，最小感知电流值的测定误差变小，能够提高最小感知电流值的测定精度。其结果是，能够将现有技术下不能够显示的最小感知电流值(以Aβ纤维所感知的最小感知电流值)显示于显示部6a。也就是说，由于最小感知电流值的测定精度变高，测定对象2不会因为所显示的最小感知电流值而误解，因此能够将最小感知电流值显示于显示部6a。因此，测定对象2能够以肉眼确认高精度的测定结果。进而，在本实施形态中，主体部4上设有，防止规定值以上的受激电流被提供给电极3的保护电路13。因此，即使在通过不带来疼痛的电刺激，能够在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度的情况下，也能够提高测定对象2的安全性。

另外，本实施形态的受激电流，含有效地刺激Aδ纤维的250Hz的频率成分和有效地刺激Aβ纤维的2000Hz的频率成分。因此，能够通过更接近于测定对象2所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛。也就是说，只要将不含有有效地刺激参与疼痛传达的Aδ纤维的、250Hz频率成分的受激电流赋予测定对象2，就能够在更大范围内将不带来疼痛的异种电刺激赋予测定对象2。但是，如果完全不含有有效地刺激参与疼痛传达的Aδ纤维的、250Hz的频率成分，就会对与疼痛完全不同感觉的刺激和测定对象2所感到的实际疼痛进行比较，难以恰当地评价疼痛。与此相对，如本实施形态，在使受激电流包含250Hz的频率成分和2000Hz的频率成分的情况下，能够通过更接近于测定对象2所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛。另外，在本实施形态的疼痛测定装置1中，受激电流不包含有刺激参与持续性的微弱疼痛传达的C纤维的5Hz频率成分。因此，使用该疼痛测定装置，测定对象不会感到由C纤维的刺激引起的持续性的微弱疼痛。

另外，本实施形态的受激电流，功率谱峰值至少在50Hz～500Hz之间是大致相等的，并且，在50Hz～2000Hz之间成为最大。因此，容易生成受激电流的波形。

(其他实施形态)

上述实施形态，虽然是本发明的最适合实施形态的一个例子，但是并不限定于此、在不改变本发明要旨的范围内可以有各种变形。

在上述实施形态的刺激电流中，Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比约为1：6。然而，如从图9所知，只要Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比在1：3及1：3以上，也就是说，Aβ纤维的刺激强度总和值除以Aδ纤维的刺激强度总和值所得的值在3及3以上，在使受激电流的电流值从0逐步增加时，就能够在Aδ纤维之前刺激Aβ纤维，和现有技术相比能够在大范围内测定疼痛。

另外，如果Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比大于1：12，也就是说，Aβ纤维的刺激强度总和值除以Aδ纤维的刺激强度总和值所得的值大于12，则对不参与疼痛传达的Aβ纤维的刺激相对地变强，很难通过更接近于测定对象2所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛。因此，为了通过更接近于测定对象2所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛，以Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比为1：12及1：12以下为佳。

如上所述，通过使Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比在1：3～1：12的范围内，能够通过不带来疼痛的电刺激，在大范围内测定测定对象2所感到的疼痛程度。另外，能够通过不带来疼痛的、并且更接近于测定对象2所感到的疼痛感觉的异种电刺激来测定疼痛。

另外，具有上述效果的受激电流的功率谱峰值的变化，并不限定于图4所示的图表G1和G2。只要满足在使受激电流的电流值从0逐步增加时，在Aδ纤维之前先刺激Aβ纤维，或Aδ纤维的刺激强度总和值与Aβ纤维的刺激强度总和值之比在1：3～1：12的范围内的条件，受激电流的功率谱峰值，也可以如图10(A)所示的图表G5和图10(B)所示的图表G6那样变化。

也就是说，如图10(A)所示，功率谱峰值也可以变化为，连接各个功率谱峰值的曲线的极大值出现在250Hz附近以及2000Hz附近。这种情况下，如图10(A)的实线所示，250Hz附近以及2000Hz附近的极大值相等，并且，也可以使功率谱峰值变化，使该极大值成为功率谱峰值的最大值，如图10(A)的虚线所示，也可以使250Hz附近的极大值成为功率谱峰值的最大值。另外，如图10(A)的双点划线所示，也可以使2000Hz附近的极大值成为功率谱峰值的最大值。

另外，如图10(B)的实线所示，也可以使功率谱峰值变化为，从250Hz附近向2000Hz附近逐步增加，同时，其后使其逐步减小，如图10(B)的虚线所示，也可以使功率谱峰值变化为，随着从250Hz附近频率的增大，功率谱峰值逐步地减小。

另外，如图10(A)、(B)所示，受激电流以仅具有50Hz～3000Hz范围内的频率成分为佳。50Hz以下的频率成分以及3000Hz以上的频率成分，不参与对Aδ纤维以及Aβ纤维的刺激。因此，在受激电流仅具有50Hz～3000Hz范围内的频率成分的情况下，能够用较小的受激电流有效地刺激Aδ纤维和Aβ纤维。

进而，在上述实施形态中，受激电流含有250Hz的频率成分和2000H的频率成分。除此以外例如，也可以通过使受激电流不含有250Hz的频率成分但含有250Hz附近的频率成分来刺激Aδ纤维。同样地，也可以通过使受激电流不含有2000Hz的频率成分但含有2000Hz附近的频率成分来刺激Aβ纤维。

Claims (3)

1.一种疼痛测定装

，设有安装于测定对象的电极、和生成提供给该电极的受激电流的受激电流生成部，是根据从所述电极赋予所述测定对象的所述受激电流，测定所述测定对象所感到的疼痛的人体用疼痛测定装

，其特征在于，

设有显示测定结果的显示部，同时，所述受激电流生成部设有防止规定值以上的所述受激电流被提供给所述电极的保护电路；

所述受激电流，在使所述受激电流的电流值从0逐步

加时，在Aδ纤维之前刺激Aβ纤维，同时，不刺激C纤维；

所述受激电流不包含有刺激C纤维的5Hz的频率成分；

所述Aβ纤维的刺激强度总和值除以所述Aδ纤维的刺激强度总和值之比，也就是对Aβ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值与对Aδ纤维的刺激有关联的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值之比，在3以上；

所述显示部上显示有，在使所述受激电流的电流值从0逐步增加时作为以所述Aβ纤维最初感知的所述受激电流电流值的最小感知电流值、与作为给予所述测定对象以和所感到的疼痛感觉相同程度感觉的所述受激电流电流值的疼痛对应电流值之比。

2.一种疼痛测定装

，设有安装于测定对象的电极、和生成提供给该电极的受激电流的受激电流生成部，是根据从所述电极赋予所述测定对象的所述受激电流，测定所述测定对象所感到的疼痛的人体用疼痛测定装

，其特征在于，

设有显示测定结果的显示部，同时，所述受激电流生成部设有防止规定值以上的所述受激电流被提供给所述电极的保护电路；

所述受激电流不包含5Hz的频率成分；

表示所述受激电流的每个频率成分刺激强度的功率谱峰值在50Hz～500Hz范围内的总和值、与所述功率谱峰值在50Hz～3000Hz范围内的总和值之比在1∶3～1∶12的范围内；

所述显示部上显示有，在使所述受激电流的电流值从0逐步增加时作为以Aβ纤维最初感知的所述受激电流电流值的最小感知电流值、与作为给予所述测定对象以和所感到的疼痛感觉相同程度感觉的所述受激电流电流值的疼痛对应电流值之比。

3.如权利要求1或2所述的疼痛测定装

，其特征在于，所述显示部上以条线图显示有所述最小感知电流值与所述疼痛对应电流值之比。

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