CN101489476B - 皮肤导电测量装置 - Google Patents

Abstract

在本皮肤导电测量装置中，通过非极化电极3a至3i，将由电流发生器部分11a至11i产生的双极性脉冲电流施加于测量对象的皮肤30的多个测量点。测量部分6测量传导电流和由导电所产生的电压。特征量提取部分7提取表征每一个测量点上电流传导率的特征量，并由显示部分8显示该结果。基于皮肤30的电等效电路参数Rp、Cp和Rs，计算特征量提取部分7中提取的指标。能够获得具有足够的可靠性和可再现性的量化测量结果。

Description

皮肤导电测量装置 

技术领域

本发明涉及用于良导络(Ryodoraku)医学中的皮肤导电测量装置，在良导络医学中，测量人体的电流传导率以寻找针灸点的位置和评价健康级别。 

背景技术

常规地，已提出了涉及用于良导络医学的皮肤导电测量装置的技术，在这些技术中，测量活体上特定点的电导率，以根据测量结果寻找针灸点的位置或者评价健康级别等(如JP 2003-61926A以及JPH9-75419A)。在这些现有技术中，利用施加于被放置在对象的皮肤表面的特定位置上的两个金属电极之间的直流电压，测量在这两个电极之间流过的直流电流，从而测量所述特定位置的直流电流的电导率。“针灸点”是东方传统医学中的治疗点。通过在针灸点施加物理刺激(如机械刺激、热刺激、或电刺激)，可以消除疼痛或控制自主神经系统。多数情况下认为，大多数针灸点是与周围位置相比皮肤电阻较小的位置，并且已知这些皮肤的低电阻位置沿“经脉(简而言之，连接针灸点的线路)”分布。即，当将皮肤的低电阻位置和针灸点视为彼此相同时，利用皮肤导电测量装置寻找这些位置，并刺激它们以进行治疗是可行的。上述行为被称为“良导络(ryodoraku)自主神经系统治疗”。此处的描述基于以下假设，即皮肤的低电阻位置和针灸点所在的位置是相同的。 

图6概述了实现JP 2003-61926A所公开的发明的测量装置。手握探针201的电极是由金属制成的条状构件，并且用户在一只手握住手握探针201另一只手握住测量探针203时执行测量。假设测量探针203的一端是具有内置金属电极构件(未示出)的锥形帽207。为了测量，在帽207中填入湿棉花，以同测量探针203中的电极构件接触，并且将所述 棉花作用于测量位置。此后，检测电阻器206将在双手所握的探针201到203之间的活体范围内流过的直流电流转换成电压值，所述直流电流是由可变直流电压源202所施加的直流电压Ec引起的。在图6中，参考数字204表示用于电流调节的可变电阻器，并且参考标记208表示用于平衡的电容器。 

发明内容

本发明所要解决的问题 

下面将描述本发明的发明人对现有技术的皮肤导电测量装置所做的详细研究。 

在图6的现有技术中，手握探针201和测量探针203电极的电等效电路，以及皮肤的电等效电路(经简化后)形成电路，在所述电路中，如图7所示，包含电阻值为Rp的电阻器801和电容值为Cp的电容802在内的并联电路与电阻值为Rs的电阻器803串联。此外，已知活体的深层组织的电等效电路可以被表示为电阻器彼此串联的形式。因此，由图6的测量装置所测量的等效电路可以被表示为图8所示的电路。 

在图8中，为简单起见，手握探针201的电极201a和测量探针的电极203a分别被置于皮肤上的A点和B点。测量探针203的电极203a的电等效电路被形成为，电阻器301(电阻值Re1)和电容302(电容值Ce1)的并联电路与电阻器303(电阻值Res1)串联。类似地，手握探针201的电极201a的电等效电路被形成为，电阻器401(电阻值Re2)和电容402(电容值Ce2)的并联电路与电阻器403(电阻值Res2)串联。与测量探针203和手握探针201对应的电极203a和201b相接触的皮肤的电等效电路被形成为，电阻器501、601(电阻值Rs1、Rs2)和电容501、502(电容值Cs1、Cs2)的并联电路与电阻器503、603(电阻值R1、R2)串联。构成深层组织的等效电路的多个串联电阻器703(电阻器503和603同样与这些电阻器703串联)具有电阻值Ri(i＝1到N)。电极201a、203a以及与这些电极201a、203a相接触的皮肤的等效电路的阻抗分别被假定为Ze1、Ze2、Zs1和Zs2。 

在图6的现有技术中，测量施加直流电压Ec期间的直流电流Ic，这意味着只考虑了图8的等效电路中的直流电阻。即，测量如下等式(1)所表达的直流电流Ic。 

$I_c=\frac{E_c}{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{R}_i+R_{e1}+R_{\mathrm{es}1}+R_{s1}+R_{e2}+R_{\mathrm{es}2}+R_{s2}+R_c+R_{\mathrm{va}}}---\left(1\right)$

在等式(1)中，检测电阻器206的电阻Rc和调节电阻器204的电阻值Rva的值是已知的。相应地，对等式(1)的电流Ic的测量等效于检测除电阻器206和204之外、取决于测量位置或测量时间的那些电阻值的变化。这种常规的测量方法不能充分保证测量结果的可靠性和可再现性。这主要是由于以下四个原因所造成的： 

(1)采取两电极的方法进行测量； 

(2)只考虑了皮肤的电等效电路中的直流电阻； 

(3)使用了可极化电极；以及 

(4)未考虑皮肤电阻的电压或电流依赖性。 

下面将详细描述上述原因(1)到(4)。 

首先，对于原因(1)，使用等式(1)表达按上述方式测得的电流。电阻值Rc和Rva并可以进行外部控制的已知值。测量电流的差是由以下等式(2)所表示的电极201a(A点)和电极203a(B点)间的电特性的差异引起的，因此测量电流并非是精确意义上由两个电极201a和203a之间的皮肤电阻引起的电流值。 

$\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{R}_i+R_{e1}+R_{\mathrm{es}1}+R_{s1}+R_{e2}+R_{\mathrm{es}2}{+R}_{s2}---\left(2\right)$

如果两个电极201a和203a的阻抗与活体的阻抗相比足够小，即，如果在图8中Ze1＜＜Zs1并且Ze1＜＜Zs1，即，如果满足(Re1+Res1)＜＜(Rs1+R1)并且(Re2+Res2)＜＜(Rs2+R2)，便可以正确地估计出皮肤电阻。然而，众所周知，金属电极的电极阻抗随频率的降低而增加，并且如稍后将予以描述的可极化电极包括极大的直流电阻值。因此，两电极方法不能够正确评估皮肤电阻。此外，即使假设电极阻抗较小，也无法区分由电极201a(点A)下的皮肤的直流电阻所引起的差和由电极203a(点B)下的皮肤的直流电阻所引起的差。虽然本来是要测 量测量探针203的电极203a之下的B点的皮肤电阻所引起的电流值的差，但无法清楚地区分出两个电极201a和203a中哪一个是与由电极下的皮肤的直流电阻所引起的电流值的差相关的电极。 

对于原因(2)，如果皮肤的电等效电路只能用纯直流电阻器表示，那么现有技术的测量装置测量得到的电流波形如图9B中的点划线所示。点划线示出了电极一接触到皮肤之后，电流就达到了稳态(图9A示出了所施加的直流电压Ec的波形)。然而，因为如前所述，皮肤的电等效电路一般包括并联的电阻器501、601和电容器502、602，因此测量到的电流包括如图9B中的实线所示的瞬态响应。为了消散该瞬态响应并达到稳态，即使由图7所示的最简电路表示皮肤的电等效电路的情况下，也需要四倍(4τ)于时间常数τ(＝Rp·Cp)持续时间。这意味着，在逝去时间变为4τ以上之前，即使测量对象具有相同的特性，根据读取测量电流值的时间不同，测量结果也会有所不同。此外，就活体的皮肤而言，可以预测，根据测量位置的不同，时间常数τ的值在很大的范围内变化。因此，即使在恒定的测量持续时间测量多个位置间电流值的差异，也无法确保在每一个测量点上测量到的电流已经到达稳态。然而，在经过长时间后再测量电流值将产生不利之处，所述不利之处包括：测量需要较长时间，以及由于长时间施加单向电压或电流所造成的皮肤和电极特性的不可逆变化，后者包括对皮肤的电气损伤并引发电极的电解。同时，即使使用极小的时间常数τ，并且在测量开始后紧接着提供稳态，也存在一些实际测量到的电流波形改变的情况。发生这种情况的原因在于，在对应的两个电极和皮肤之间的接触部分的离子浓度差并不是恒定的。基于同样的原因，当电极被置于皮肤上的两点时，测量这些点之间的电压时将伴随从几毫伏到几百毫伏的自发的不规则的电压波动。具体地，由于心理原因出汗等缘故，人的手掌在皮肤和电极间的接触部分上的离子浓度具有较大的波动，因此如上所述的常规测量方法可导致不稳定的测量结果，这导致测量结果依赖于时刻的选择。 

对于原因(3)，由于在非活跃的可极化电极(如铂电极)表面上的电荷移动受限，因此其电压与电流特性之间呈现显著的非线性特性。 此外，由于与可极化电极的等效电路中的电容相并联的电阻器的电阻值Rp(图8中，电阻器301、401的电阻值Re1、Re2)相对应的大的电极电阻的缘故，电极所使用的材料或所要施加的电压和电流可以使图8中的阻抗Ze1、Zs1和Ze2、Zs2之间的幅度关系为Ze1＞＞Zs1或Ze2＞＞Zs2。这意味着，使用可极化电极无法区分该测量是测量皮肤特性还是测量由电极特性导致的差异。 

对于原因(4)，生物组织(如皮肤)的电气特性具有电流或电压依赖性，其原因和上述考虑原因(3)时所描述的电极的电流或电压依赖性的原因类似。一般而言，如果所要施加的电流或电压值小并且频率高，那么该依赖性便无关紧要，并且皮肤的电气特性可以被视为线性。然而，频率越低，或电流值或电压值越大，非线性就变得越显著。上述现有技术没有考虑到这种非线性。此外，就此非线性的程度而言，已知在单独的测量对象和测量位置间发生非线性的条件不同。因此，即使采用恒定的用于测量的施加电压和电流值，根据测量位置不同也可能包括显著的非线性，因此很难确保测量结果的可靠性。 

如上所述，本发明人发现上述现有技术测量方法有如此多的测量问题，以致于不能充分保证测量结果的可靠性和可再现性。 

本发明意在尽可能避免上述这些现有技术的问题。因此，本发明的一个目的是，提供具有可靠性和可再现性的皮肤导电测量装置，所述可靠性和可再现性是依靠对皮肤的电气特性给予足够的考虑的测量技术来实现的。 

技术方案 

为了解决现有技术的上述问题，本发明提供了一种皮肤导电测量装置，包括：可产生脉冲电流的电流发生器部分；电极系统，具有放置在皮肤上多个不同的测量点上的多个非极化电极，用于将从所述电流发生器部分输出的电流基本同时地(或无时延地)传导至所述多个测量点；多个检流器，用于分别检测传导至所述多个测量点的电流；测量部分，用于测量由所述检流器检测到的电流，并测量由所述电极系统的导电所产生的所述多个测量点上的皮肤中的电压；特征量提取部分，用于从所述测量部分测量到的电流和电压间的关系中提取表征 每一个所述测量点上的电流传导率的特征量；显示部分，用于显示由所述特征量提取部分提取到的每一个所述测量点上的所述特征量；以及控制部分，用于为所述电流发生器部分、所述测量部分、以及所述特征量提取部分产生控制信号。 

与现有技术相比，该布置确保同现有技术相比测量结果具有足够的可靠性和可再现性。 

此外，根据本发明的皮肤导电测量装置的特征在于，非极化电极是银-氯化银(silver-silver chloride)电极。 

本配置使得电极阻抗对测量结果的影响最小化。此外，非极化电极可具有包含电解质的固体胶或浆。 

此外，根据本发明的皮肤导电测量装置的特征在于，电流发生器部分所产生的脉冲电流是双极性脉冲电流。 

该配置可以在测量时不对活体产生净电荷，从而避免电极和活体的特性发生不可逆变化。 

在根据本发明的皮肤导电测量装置中，优选地，控制部分针对多个测量点，将从电流发生器部分输出的电流的电流值设置为不同的值。 

该配置可以实现对刺激量的适度调节，使得可以使用更少量的刺激给予活体有效刺激。 

尤其优选地，控制部分将从所述电流发生器部分输出的所述电流设置成这样的电流值，使得测量点位置的皮肤的电流依赖性不会表现出来。 

该配置避免了电极和活体特性的不可逆变化。 

此外，根据本发明的皮肤导电测量装置的特性在于，假定皮肤的电等效电路包括彼此并联的第一电阻器和电容器、以及与并联的第一电阻器和电容串联的第二电阻器，那么特征量提取部分所提取的特征量与第一电阻器的电阻值Rp、电容的电容值Cp以及第二电阻器的电阻值Rs中的至少两个相关联。 

该配置可以提供比现有技术所获得的测量结果更可靠的量化测量结果。 

此外，根据本发明的皮肤导电测量装置的特征在于，特征量提取 部分所提取的特征量是与电阻值Rp和电阻值Rs具有由以下等式(3)所限定的关系的电导率G。 

G＝1/(Rp+Rs)                    (3) 

该配置可以提供比现有技术所获得的测量结果更可靠的量化测量结果。 

此外，根据本发明的皮肤导电测量装置的特征在于，特征量提取部分所提取的特征量是与电阻值Rp和电容值Cp具有由以下等式(4)所限定的关系的时间常数τ。 

τ＝1/(Rp·Cp)                        (4) 

该配置可以提供比现有技术所获得的测量结果更详细和更可靠的量化测量结果。 

优选地，所述控制部分基于由所述特征量提取部分分别提取的特征量，针对所述多个测量点，分别设置从所述电流发生器部分输出的所述电流的电流值。 

该配置可以实现对刺激量的适度调节，使得可以使用更少量的刺激给予活体有效刺激。 

有益效果 

根据本发明，上述特征可以实现对皮肤导电的更加正确的评估，因此皮肤导电测量装置可以获得更详细的、量化的、可靠的、并且可再现的测量结果。 

附图说明

图1是本发明的第一实施例的大致构造的方框图； 

图2A是本发明的第一实施例的皮肤导电测量装置的部分的细节的方框图； 

图2B是本发明的第一实施例的皮肤导电测量装置的部分的细节的方框图； 

图3是本发明的第一实施例中的导电电流波形和电压波形的示意图； 

图4是电压波形部分放大的示意图； 

图5是用于说明本发明的第二实施例中提取特征量的操作的示意图； 

图6是根据现有技术的皮肤导电测量装置的示意图； 

图7是皮肤的电等效电路的示意图； 

图8是用于说明现有技术的问题的示意图； 

图9A是示出了用于说明现有技术的问题的电压波形的示意图；以及 

图9B是示出了用于说明现有技术的问题的电流波形的示意图。 

参考标记说明 

1：电流发生部分 

2a到2i：检流器 

3a到3i：电极 

4：地电极 

5：中性电极 

7：特征量提取部分 

8：显示部分 

20：控制部分 

11a到11i：电流源 

61a到61i：差分放大器 

63a到63i，68a到68i：可编程增益放大器 

64a到64i，69a到69i：低通滤波器 

65a到65z：A/D转换器 

201：手握探针 

202：可变直流电压源 

203：测量探针 

204：可变电阻器 

206：检测电阻器 

207：帽 

210到212：控制信号 

具体实施方式

以下，将参照附图对本发明的实施例进行描述。 

(第一实施例) 

图1是根据本发明第一实施例的大致构造的方框图。图2A和2B是示出了电流发生器部分1和测量部分6示例的细节的方框图。该皮肤导电测量装置包括：电流发生器部分1；包括多个电极3a到3i、4和5的电极系统；检流器2a到2i；测量部分6；特征量提取部分7；显示部分8；以及控制部分20。电流发生器部分1具有至少一个以上的电流源1到“n”。电流发生器部分1具有：至少一个或多个电流施加电极3a到3i、地电极4、以及中性电极5。测量部分6用于测量电压以及对电压测量值进行处理，包括：至少一个或多个差分放大器61a到61i、可编程增益放大器68a到68i、低通滤波器69a到69i、以及至少一个或多个A/D转换器65a到65i。此外，测量部分6用于测量电流以及对电流测量值进行处理，包括：可编程增益放大器71a到71i、低通滤波器72a到72i、以及A/D转换器70a到70i。控制部分20为电流发生器部分1、测量部分6、特征量提取部分7和显示部分8产生控制信号。 

将电流施加电极3a到3i分别连接至电流发生器部分1的对应的电流源1到“n”。在电流施加电极3a到3i和电流源1到“n”之间分别插入检流器2a到2i。此外，将电流施加电极3a到3i分别连接至测量部分6的对应的差分放大器61a到61i。将电极系统的中性电极5连接至电流发生器部分1的差分放大器61a到61i。 

电流发生器部分1产生的电流通过电流施加电极3a到3i被施加至对象的皮肤30的测量点(测量点1到测量点“n”)，然后流至地电极4。通过参考地电极4的电势，测量部分的差分放大器61a到61i测量由单独的电流施加电极3a到3i和中性电极5之间的皮肤中的所述电传导所造成的压降。由这样的电极系统执行测量的技术被称为三电极法，利用这种方法可以测量电流施加电极3a到3i下(即，测量点1到“n”下)的皮肤阻抗。 

在本实施例中，图1示出的所有的电极3a到3i、4和5是非极化电极。 例如，Ag-AgCl(银-氯化银)电极可以被用作电极3a到3i、4和5。通过采用非极化电极，电极阻抗Ze和皮肤阻抗Zs正常情况下满足Zs＞＞Ze的关系，使得皮肤阻抗Zs的差异或变化始终可以引起测量电流。与采用可极化电极的现有技术相比，这使得可能更准确地估计皮肤电阻。虽然因为使用非极化电极可以轻易地满足Zs＞＞Ze，因此本实施例基于非极化电极进行描述，但是在满足Zs＞＞Ze的条件下也可以使用具有相对较低的极化电阻的可极化电极(如Ag(银)电极)。此外，为了保持与皮肤30的良好的电接触状态，将包含电解质的固体胶或浆放置在电极3a到3i、4、5和皮肤30之间，所述固体胶或浆被加工为具有和电极区相类似的区域。应该注意到，因为浆中容纳的湿气，使用浆可能导致皮肤的电气特性随着时间剧烈变化，因此与浆相比，优选使用固体胶。 

电流发生器部分1的电流源11a到11i产生被传导到对应测量点的电流。在本实施例中，来自控制部分20的控制信号210可以设置由电流源11a到11i所产生的双极性脉冲电流的幅度、周期和周期数。从电流源11a到11i传导至单独测量点的电流的电流值被设置为，使得测量点位置的皮肤的电流依赖性不会表现出来。然而，为了使电流值的导电不显示电流依赖性，可以使用各种技术，一种用于此目的的简单技术的示例如下。当传导自图2A的独立电流源11a到11i的脉冲电流的值从零逐渐增大时，测量部分6测量由该传导所产生的电压波形。接着，将由测量到的电压波形除以传导脉冲电流值的结果叠合。如果电流依赖性不存在，那么对于不同的脉冲电流值，被除后的电压波形具有相同的波形轮廓。因此，检测被除后的电压波形中的导致不同波形轮廓的最小电流值。将检测到的最小电流值的一半的电流值用于测量。将这些结果用于单独的测量点。 

图3示出了双极性脉冲电流波形i(t)和由双极性脉冲电流波形i(t)的传导在皮肤上产生的电压波形v(t)的示意图。图3示出了皮肤30由如前所述的图7中的等效电路所表示的情况。在图3中，参考符号“t1”表示传导开始时间，即正向上升沿时间，“t2”表示从正到零的下降沿时间，“t3”表示负向下降沿时间，“t4”表示从负到零的上升沿时间， “t5”表示传导结束时间，“A”表示脉冲幅度，“Tw”表示脉冲宽度，“T”表示脉冲周期。图3的示意图示出了传导一周期为“T”的双极性脉冲电流的情况。然而，本发明并不限于此情况，还可以传导每一个脉冲都如图3所示的多个脉冲。 

差分放大器61a到61i分别测量电传导在测量点1到“n”的皮肤30位置所产生的电压。可编程增益放大器68a到68i根据需要将测量点1到“n”的测量电压分别放大，并且低通滤波器69a到69i将放大后的测量电压的不必要的高频成分去除。此外，检流器2a到2i分别测量传导至位于单独的测量点位置的皮肤的电流。鉴于对随后将予以描述的由特征量提取部分7执行的处理的简化，优选地，针对传导到单独的测量点的电流，执行对针对单独测量点处的电压所执行的信号处理相同的信号处理。因此，如同针对差分放大器61a到61i的情况一样，针对单独的检流器2a到2i，分别提供可编程增益放大器71a到71i以及低通滤波器72a到72i。从控制部分20输出的控制信号211和212可控地设置可编程增益放大器71a到71i以及68a到68i的放大因子。 

在对测得的电流和电压执行的信号处理的顺序和方法上，本发明不是限制性的。只要所需的特征量可通过特征量提取部分7精确获得，对信号处理的顺序和方法不做具体限制。 

用A/D转换器65a到65i以及70a到70i分别将施加在单独的测量点上的双极性脉冲电流波形i(t)以及在单独的测量点处的电压波形v(t)转换为数字信号，并将其送入特征量提取部分7。 

特征量提取部分7根据传导至单独的测量点处的皮肤的脉冲电流波形i(t)和在单独的测量点处的皮肤的电压波形v(t)，估计电阻值Rp、Rs和电容Cp(皮肤的电等效电路的参数)。所述估计基于皮肤的电等效电路是简单的一次系统(如图7所示，在该电路中，包括电阻值为Rp的电阻器801和电容值为Cp的电容器802的并联电路与电阻值为Rs的电阻器803串联)这一假设。图4示出了放大了的图3的电压波形的一部分(从时刻t1到t2)。在皮肤30的电等效电路如图7所示的假设下，理想的测得的电压波形Vt(t)可由以下等式(5)来表示，其中参考标记“Ic”表示脉冲电流的幅度。 

$v_t\left(t\right)=I_c\{R_s+R_p(1-e^{-\frac{t}{R_p{C}_p}})\}---\left(5\right)$

基于t＝0时电压值可以理想地被表示为Vt(0)＝Ic·Rs的事实，可以计算出上式中的电阻值Rs。然而，考虑到电阻值Rs通常小于电阻值Rp，并且放大器的建立时间(settling time)是有限值，很难精确地测量v(0)。相应地，将v(0)用于电阻值Rs的精确估计是不现实的。因此，在本实施例中，通过使用非线性最小二乘法(如Levenberg-Marquardt算法)，用从t＝0到t＝t1的时段内测量到的v(t)值来近似等式(5)的Vt(t)，从而估计Rs、Rp和Cp的值。此外，为了计算作为如前所述的现有技术中使用的指标的电导率G，在图7的等效电路中只考虑电阻组件就足够了。因此，特征量提取部分7根据等式G＝1/(Rp+Rs)计算电导率G。 

虽然在上面的描述中用于估计的时间段被设置为从t＝t1到t＝t2这一时间段，但本发明不限于此。例如，只要时间段可以精确地估计等效电路的参数Rs、Rp和Cp的值，任何时间范围(如从t＝t3到t＝t4)都可被用于估计。 

将如上所述的特征量提取部分7所估计出的等效电路的Rs、Rp和Cp的参数值以及特征量G馈入显示部分，以根据需要用监视器或其他显示装置进行显示。 

(第二实施例) 

示出了本发明的第二实施例的大致构造的方框图与图1所示的相同，因此使用相同的参考标记表示和第一实施例相同的元件并省略其描述。本实施例与第一实施例的不同之处在于，等效电路的时间常数τ被特征量提取部分7提取为特征量。在说明中省略了操作和其他元件。以下将描述本实施例中特征量提取方法的具体内容。 

在第一实施例中，假设皮肤的电等效电路是简单的一次系统，借助等式(5)可以理想表达等效电路的响应波形Vt(t)这一事实，估计所有三个参数Rs、Rp和Cp。特征量提取部分7可使用估计结果，通过关系τ＝1/(Rp·Cp)计算作为特征量的时间常数τ，并将计算结果输出到显示部分8。然而，在本实施例中，考虑如下所列的Vt(t)的时 间微分波形。 

$\frac{\∂v_t\left(t\right)}{\∂t}$

该时间微分系数可根据等式(5)表示为以下等式(6)： 

$\frac{\∂v_t\left(t\right)}{\∂t}=\frac{I_c}{C_p}{e}^{-\frac{t}{R_p{C}_p}}---\left(6\right)$

对等式(6)两端取自然对数生成以下的等式(7)： 

${\log }_e\frac{\∂v\left(t\right)}{\∂t}={\log }_e\frac{I_c}{C_p}-\frac{1}{R_p{C}_p}t---\left(7\right)$

此处考虑到一个平面，其横轴代表时间“t”，纵轴代表以下的vt(t)的上述时间微分波形的自然对数。 

${\log }_e\frac{\∂v\left(t\right)}{\∂t}$

在此平面上，等式(7)是一条具有以下梯度和截距的直线。 

梯度： $-\frac{1}{R_p{C}_p}=-\mathrm{\τ}$

截距： ${\log }_e\frac{\∂v\left(t\right)}{\∂t}$

相应地，参照图5，在特征量计算部分7中，取由测量部分6测量到的电压波形V(t)的微分系数的自然对数，并将其绘制在此平面中，用最小二乘法估计沿t轴方向的线的梯度，然后获得所估得的梯度的倒数的绝对值，将其作为时间常数τ。特征量时间常数τ包含关于电阻和电容组件的信息，因此使得有可能检测出皮肤的电测量中更具体的差异。 

虽然在以上第一和第二实施例的描述中提到了对皮肤的电气特性的测量，但是置于皮肤表面的多个电极也可以用作用于刺激所谓针灸点的电极。例如，在特征量提取部分7中所提取的测量点1到“n”处的特征量越小，电流就越容易流过测量点，皮肤的这样的位置被视为所 谓针灸点。为了更有效地刺激这样的位置，还允许由控制部分20基于特征量选择从电流发生器部分1输出的电流或传导电流施加电极3a到3i。这使得初学者可以有效地刺激针灸点。 

在如上所述的刺激期间或刺激之后，在皮肤的电气特性中可以观察到电流依赖性。然而，利用皮肤的电等效电路的非线性阻抗，可以估计刺激期间皮肤的电气特性。因此，通过在刺激期间如在前面的第一和第二实施例中所述的那样提取表征皮肤的电气特性的特征量，可大致实时地改变刺激电流，从而可以给予皮肤更有效的刺激。 

工业实用性 

如上所述，根据本发明的皮肤导电测量装置能够尽可能地消除现有技术的问题，使得与现有技术相比，可以获得更可靠和可再现的更具体量化的测量结果。因此，皮肤导电测量装置对于在医学领域(如寻找针灸点的位置或评估健康级别等)中测量人体的电导率和使用测量结果以无创地、客观地评估皮肤的电气特性的差异而言是十分有用的。 

Claims (9)

1.一种皮肤导电测量装置，包括：

电流发生器部分，能够产生脉冲电流；

电极系统，具有放置在皮肤上多个不同的测量点上的多个非极化电极，用于将从所述电流发生器部分输出的电流基本同时地传导至所述多个测量点；

多个检流器，用于分别检测传导至所述多个测量点的电流；

测量部分，用于测量由所述检流器检测到的电流，并测量由所述电极系统的导电所产生的所述多个测量点上的皮肤中的电压；

特征量提取部分，用于从所述测量部分测量到的电流和电压间的关系中提取表征每一个所述测量点上的电流传导率的特征量；

显示部分，用于显示由所述特征量提取部分提取到的每一个所述测量点上的所述特征量；以及

控制部分，用于为所述电流发生器部分、所述测量部分、以及所述特征量提取部分产生控制信号。

2.根据权利要求1所述的皮肤导电测量装置，其中，所述非极化电极是银-氯化银电极。

3.根据权利要求1所述的皮肤导电测量装置，其中，由所述电流发生器部分产生的所述脉冲电流是双极性脉冲电流。

4.根据权利要求1所述的皮肤导电测量装置，其中，所述控制部分针对所述多个测量点，将从所述电流发生器部分输出的所述电流的电流值设置为不同的值。

5.根据权利要求4所述的皮肤导电测量装置，其中，所述控制部分将从所述电流发生器部分输出的所述电流设置成这样的电流值，使得测量点位置的皮肤的电流依赖性不会表现出来。

6.根据权利要求1所述的皮肤导电测量装置，其中，假定皮肤的电气等效电路包括彼此并联的第一电阻器和电容、以及与所述并联的第一电阻器和电容相串联的第二电阻器，那么由所述特征量提取部分提取的所述特征量与所述第一电阻器的电阻值Rp、电容的电容值Cp、以及第二电阻器的电阻值Rs中的至少两个相关联。

7.根据权利要求6所述的皮肤导电测量装置，其中，所述特征量提取部分所提取的特征量是与电阻值Rp和电阻值Rs具有如下关系的电导率G：G＝1/(Rp+Rs)。

8.根据权利要求6所述的皮肤导电测量装置，其中，所述特征量提取部分所提取的特征量是与电阻值Rp和电容值Cp具有如下关系的时间常数τ：τ＝1/(Rp·Cp)。

9.根据权利要求4所述的皮肤导电测量装置，其中，所述控制部分基于由所述特征量提取部分分别提取的特征量，针对所述多个测量点，分别设置从所述电流发生器部分输出的所述电流的电流值。

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