JP4640608B2

JP4640608B2 - 検出装置及び検出方法

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Description

本発明は検出装置及び検出方法に関し、例えば血管の状態を非侵襲的に検出する場合に適用して好適なものである。

従来、生体内方における生体反応を非侵襲的に測定する測定装置として、本出願人により提案されたものがある（特許文献１参照）。

この測定装置は、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発信電極から発信し、当該距離に対応する周波数の準静電界の強度変化を検出電極で検出する。そして測定装置は、この検出結果に基づいて、準静電界との相互作用する生体反応、例えば血管の二重層界面電位や神経活動電位等の異なる２つの生体反応を同時に検出する。
特開２００５−７３９７４公報

ところがかかる構成の測定装置では、異なる２つの生体反応を同時に検出することができるものの、当該生体反応がいずれの組織での生体反応であるのかを特定することはできないという問題があった。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、生体内における特定の検出対象を精度良く検出し得る検出装置及び検出方法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は、検出装置であって、生体における生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯の信号を、２以上の電極にそれぞれ出力する信号出力手段と、信号出力手段の出力に応じて各電極からそれぞれ発信する準静電界のインピーダンスを、当該各電極からそれぞれ検出するインピーダンス検出手段と、インピーダンス検出手段により検出されるインピーダンスの相違に応じて、生体の内部における血管の有無を検出する検出手段と、検出手段により検出される血管の形状又は生体表面からの深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定する判定手段とを有する。

従ってこの検出装置では、各種生体組織の電気特性の差異が大きい状態となる周波数帯の準静電界のインピーダンスが複数の電極からそれぞれ検出されるため、これらインピーダンスに各種生体組織の電気特性が反映されていても、各電極から発信する準静電界に血管がある場合と、ない場合とを、当該電極から検出されたインピーダンスの相違に応じて、正確に区別できる。

またこの場合、生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯は低周波数帯であり、当該低周波数帯の信号に応じて発信される準静電界の強度は放射電界及び誘導電磁界に比して優位となることから、当該準静電界を介して電極ごとに検出されるインピーダンスには、放射電界及び誘導電磁界の影響が反映されないため、血管の有無をより一段と正確に区別できる。

また本発明は、検出方法であって、生体における生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯の信号を、２以上の電極にそれぞれ出力する第１のステップと、各電極からそれぞれ発信する準静電界に配置される生体のインピーダンスを、当該各電極からそれぞれ検出する第２のステップと、第２のステップで検出されるインピーダンスの相違に応じて、生体の内部における血管の有無を検出する第３のステップと、第３のステップで検出される血管の形状又は生体表面からの深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定する第４のステップとを有する。

従ってこの検出方法では、各種生体組織の電気特性の差異が大きい状態となる周波数帯の準静電界のインピーダンスが複数の電極からそれぞれ検出されるため、これらインピーダンスに各種生体組織の電気特性が反映されていても、各電極から発信する準静電界に血管がある場合と、ない場合とを、当該電極から検出されたインピーダンスの相違に応じて、正確に区別できる。

本発明によれば、各電極から発信される準静電界に血管がある場合と、ない場合とを、当該電極から検出されたインピーダンスの相違に応じて正確に区別できるようにしたことにより、生体内における特定の検出対象を精度良く検出することができる。

（１）本実施の形態の概要
人体内方における各組織における周波数と比誘電率との関係を図１に示し、当該周波数と導電率との関係を図２に示す。ちなみにこれら図における周波数、比誘電率及び導電率は指数で表している。またこれら図でのグラフの具体的な値は、Gabriel C(1996):”Compilation of the dielectric properties of body tissues at RF and microwave frequencies “,Brooks Air Force Base, reports no. AL/OE-TR-1996-0037などに基づくものである。

これら図１及び図２からも分かるように、各組織における比誘電率及び導電率は、固有ではあるが、高周波数帯では組織別の比誘電率及び導電率の差異が小さく密集したものとなるため、特定の組織を検出する場合には不利となる。

これに対して、各組織における比誘電率及び導電率は、低周波数帯ではその差異が大きく散在したものとなるため、特定の組織を検出する場合には有利となる。特に、血液は、１[MHz]から１０[MHz]くらいまで他の組織のものと明瞭に相違するため有利となる。

この低周波数帯での各組織の電気特性（比誘電率及び導電率）が明瞭に相違することに着目し、この実施の形態では、生体組織におけるインピーダンスの変化に基づいて、血管の状態を表皮上から非侵襲的に検出する。

（２）シミュレーション
ここで、この検出手法についてシミュレーションした。このシミュレーションモデル(以下、これを第１のシミュレーションモデルと呼ぶ)は、図３に示すように、０．５[mm]の表皮層ＥＰ、０．５[mm]の真皮層ＤＡ、４[mm]の脂肪層ＦＴ及び１５[mm]の筋肉層ＭＶでなる生体組織ＬＢＯＲの表面に１つの電極ＥＬを配置し、当該電極ＥＬに対して、振幅が一定で周波数が１[MHz]〜１００[MHz] の各種信号をそれぞれ印加する。

このとき脂肪層ＦＴに血管ＶＢが存在する場合と、当該脂肪層ＦＴに血管ＶＢが存在しない場合とを想定し、これら場合に電極ＥＬから得られる生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスを測定した。これら場合の生体組織ＬＢＯＲでの等価回路は、図４に示すようになる。但し、血管ＶＢの電気的特性は、血液のものを設定している。

この第１のシミュレーションモデルでのシミュレーション結果を図５に示す。ちなみにこれら図５における周波数は指数で表し、インピーダンスは実数成分のみで表している。この図５からも明らかなように、血管ＶＢの存在の有無が、表皮、真皮、脂肪、血液及び筋肉での各インピーダンスの統合結果に反映され、特に、低周波数帯ではより一段と反映されていることが分かる。

また、図３との対応部分に同一符号を付して示す図６において、別のシミュレーションモデル（以下、これを第２のシミュレーションモデルと呼ぶ）を示す。この第２のシミュレーションモデルは、生体組織ＬＢＯＲの脂肪層ＦＴにＬ字型の血管ＶＢ_Ｌが存在している状態において、当該生体組織ＬＢＯＲの表面に配置された２つの電極ＥＬ１、ＥＬ２に対して、振幅が一定で周波数が１[MHz]の信号を印加する。

このとき電極ＥＬ１、ＥＬ２の配置位置を、Ｌ字型の血管ＶＢ_Ｌの屈曲位置及びその周辺の複数箇所に変更し、これら箇所に配置された電極ＥＬ１、ＥＬ２から検出される生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスをそれぞれ測定した。

この電極ＥＬ１、ＥＬ２の配置位置は、具体的には図７に示すように、Ｌ字型の血管ＶＢ_Ｌの屈曲位置Ｐを原点として、ｘ方向から−８[mm]、−４[mm]、０[mm]、４[mm]、８[mm]の５箇所、かつ、ｙ方向から−８[mm]、−４[mm]、０[mm]、４[mm]、８[mm] の５箇所の計２５箇所とした。

この第２のシミュレーションモデルでのシミュレーション結果を図８及び図９に示す。ちなみにこの図８におけるインピーダンスは実数成分のみで表している。また図９は、図８のインピーダンスを視覚的に示したものであり、電極ＥＬ１、ＥＬ２の配置位置以外の部分については、補間した値となっている。

この図８及び図９からも明らかなように、血管（血液）に対する電極配置位置が近づくに応じてインピーダンスが小さくなっており、このことから、インピーダンスが小さい電極下には血管があると判定できることが分かる。

一方、図３との対応部分に同一符号を付して示す図１０において、さらに別のシミュレーションモデル（以下、これを第３のシミュレーションモデルと呼ぶ）を示す。この第３のシミュレーションモデルは、生体組織ＬＢＯＲの表面に配置された２つの電極ＥＬ１、ＥＬ２に対して、振幅が一定で周波数が１[MHz]の信号を印加する。

このとき、図１０のＡ−Ａ´の断面をとった図１１に示すように、断面１[mm]×０．５[mm]の血管ＶＢ１が表面から１[mm]の位置に存在する場合（図１１（Ａ））、断面４[mm]×３．５[mm]の血管ＶＢ２が表面から１．５[mm]の位置に存在する場合（図１１（Ｂ））に、一方の電極ＥＬ１から検出される生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスを測定した。

また図１２（Ａ）に示すように、図１１（Ａ）の場合において、一方の電極ＥＬ１の位置から２[mm]ずれた他方の電極ＥＬ２から検出される生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスと、図１２（Ｂ）に示すように、図１１（Ｂ）の場合において、一方の電極ＥＬ１の位置から２[mm]ずれた他方の電極ＥＬ２から検出される生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスとを測定した。

この第３のシミュレーションモデルでのシミュレーション結果を図１３に示す。ちなみにこの図１３におけるインピーダンスは実数成分のみで表している。この図１３からも明らかなように、一方の電極ＥＬ１には、血液との間の距離が小さいためインピーダンスの測定結果が反映されず、他方の電極ＥＬ２には、血液との間の距離がある程度大きくなったため、インピーダンスの測定結果が反映される。

具体的には、血管が太い場合には、血管が細い場合に比して電極ＥＬ２と血液との間の距離は小さいため、インピーダンスは大きくなり、また生体表面から血管までの距離（以下、これを血管深度と呼ぶ）が大きい場合にも、血管深度が小さい場合に比して電極ＥＬ２と血液との間の距離は小さいため、インピーダンスは大きくなることが図１３のシミュレーション結果からも分かる。

このことから、１つの電極に着目しただけでは、血管の太さ及び血管深度の相違がインピーダンスの測定結果から判定できないが、２つの電極の双方に着目すれば、これら電極間の距離と、当該電極により検出されるインピーダンスとに応じて、血管の太さ及び血管深度が判定可能である。また電極数を増やせば判定精度を向上させることができる。

他方、第１のシミュレーションモデル（図３）において、電極ＥＬに印加する信号を、振幅が一定で周波数が１[MHz]の信号に変更する。そして生体組織ＬＢＯＲの脂肪層ＦＴに血管ＶＢが存在している状態において、その血管ＶＢ内の血液の比誘電率が「１０００」、「２０００」、「３０００」、「４０００」、「５０００」であった場合を想定し、これら場合に電極ＥＬから検出される生体組織ＬＢＯＲでのインピーダンスを測定した。

これら場合におけるシミュレーション結果を図１４に示す。ちなみにこの図１４におけるインピーダンスは実数成分のみで表している。この図１４からも明らかなように、表皮、真皮、脂肪、血液及び筋肉での各インピーダンスの統合結果と、血液の比誘電率とには相関があることが分かる。

Ｗ／Ｏ(Water in Oil emulsion,油中水滴エマルション)の水粒子が凝集すると誘電率が高くなる。これは、水粒子の外側における油相面に水粒子同士を互いに電気的につなぐ構造が形成されると考えられているからである。血液に関しても同様であり、赤血球が連銭(roleaux)又は集合塊(aggregates)が生じると誘電率が高くなる。このことは、例えば、花井哲也、「不均質構造と誘電率」、吉岡書店などの文献にも開示されている。このことから、インピーダンス値に応じて、赤血球の状態（連銭や集合塊）、すなわち血液粘度が判定可能である。

以上のシミュレーションからも明らかなように、血液のインピーダンスの変化に基づいて、血液の有無、血管径、血管深度及び血液の状態を、表皮上から非侵襲的に検出することができる。

なお、上述の各シミュレーションでは、インピーダンスの計算手法として、株式会社情報数理研究所の電磁波汎用解析ソフトウェア「ＥＥＭ−ＦＤＭ」を採用した。ちなみにこれは、指定した周波数に関して、マックスウェル方程式を差分法で離散化し、空間における電界や磁界及び給電電極間のインピーダンスを計算するソフトウェアである。

（３）周波数と電界との関係
各組織における導電率及び比誘電率は、低周波数帯ではその差異が大きく散在するため、特定の組織を検出する場合には有利となることは、上述の各シミュレーション結果からも明らかにしたが、以下では、周波数と電界との関係については説明する。

電界発生源となる微小ダイポールからの距離をｒとし、その距離ｒを隔てた位置をＰとした場合、当該位置Ｐでの電界強度Ｅは、マックスウェル方程式より、次式

のように曲座標（ｒ,θ,δ）として表すことができる。ちなみに、（１）式における「Ｑ」は、電荷[Ｃ]であり、「ｌ」は、電荷間の距離（但し、微小ダイポールの定義より、「ｌ」は「ｒ」に比して小さい）であり、「π」は、円周率、「ε」は、微小ダイポールを含む空間の誘電率、「ｊ」は、虚数単位、「ｋ」は、波数である。

かかる（１）式を展開すると、次式

となる。この（２）式からも分かるように、電界Ｅ_ｒ及びＥ_Θは、電界発生源からの距離に線形に反比例する放射電界（Ｅ_Θの第３項）と、電界発生源からの距離の２乗に反比例する誘導電磁界（Ｅ_ｒ、Ｅ_Θの第２項）と、電界発生源からの距離の３乗に反比例する準静電界（Ｅ_ｒ、Ｅ_Θの第１項）との合成電界として発生する。

ここで、電界発生源からの距離によって電界強度が変化する割合を、放射電界、誘導電磁界、準静電界で比較する。（２）式における電界Ｅ_Θのうち、放射電界に関する第３項を距離ｒで微分すると、次式

のように表すことができ、また（２）式における電界Ｅ_Θのうち、誘導電磁界に関する第２項を距離ｒで微分すると、次式

のように表すことができ、さらに（２）式における電界Ｅ_Θのうち、準静電界に関する第１項を距離ｒで微分すると、次式

のように表すことができる。なお、（３）乃至（５）式の「Ｔ」は、単純化するために(２)式の一部分を次式

のように置き換えている。

これら（３）乃至（５）式からも明らかなように、距離によって電界強度が変化する割合は準静電界に関する成分が最も大きい。つまり、準静電界は距離に対して高い分解能があるといえる。したがって、電界発生源から発生される電界のうち誘導電磁界及び放射電界の強度が弱まれば、生体組織のインピーダンスを高精度に測定することが可能となる。

ここで、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１５に示すような結果となる。但し、この図１５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指数で表している。

この図１５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の空間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方の空間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、（２）式における電界Ｅ_Θの各項（Ｅ_Θ１、Ｅ_Θ２、Ｅ_Θ３）に対応する電界の各成分、すなわち次式

が一致する（Ｅ_Θ１＝Ｅ_Θ２＝Ｅ_Θ３）ということであるから、次式

を充足する場合、つまり、次式

として表すことができる。

そして、この（９）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)とすると、当該光速ｃと、微小ダイポールを含む空間の誘電率媒質の比誘電率εとによって次式

として表すことができることから、強度境界点は、（９）式に（１０）式及び(１１)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（１２）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（以下、これを準静電界優位空間と呼ぶ）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、準静電界優位空間が大きくなる（即ち、図１５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、準静電界優位空間が狭くなる（即ち、図１５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（１２）式により、０．６７５[m]よりも近方では準静電界が優位な空間となる。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１６に示す結果となる。

この図１６からも明らかなように、電界発生源から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。

このように低周波数帯を選定すれば、電界発生源から発生される電界のうち誘導電磁界及び放射電界の強度が弱まるため、生体組織のインピーダンスを高精度で検出可能となることが分かる。

以上のように、低周波数帯では、各組織における導電率及び比誘電率の観点のみならず、誘導電磁界及び放射電界の影響の観点からみても、特定の組織を検出する場合には有利となる。

（４）第１の実施の形態
（４−１）検出装置の構成
次に、一実施の形態として、生体組織のインピーダンスから特定組織を検出する検出装置を図１７に示す。この図１７において、検出装置１は、インピーダンス検出部２と、血管検出部３とによって構成される。

（４−２）インピーダンス検出部の構成
インピーダンス検出部２は、参照電極と、当該参照電極と対をなす電極とを組として、格子状に配された複数の電極Ｅ１（Ｅ１ａ、Ｅ１ｂ）、Ｅ２（Ｅ２ａ、Ｅ２ｂ）、……、及びＥｎ（Ｅｎａ、Ｅｎｂ）を有し、これら電極Ｅ１〜Ｅｎには、例えば振幅が一定で周波数が１[MHz]の信号が、信号供給源ＰＳ１〜ＰＳｎからそれぞれ出力される。

ちなみに図１７では、便宜上、各電極Ｅ１〜Ｅｎを一列に並べて示している。またこれら電極Ｅ１〜Ｅｎに出力される信号は、検出対象とすべき生体組織の導電率及び比誘電率が、いずれの低周波数帯以下であれば他の組織のものと明瞭に区別できるのか、また検出対象となる生体組織が、その表面からいずれの深さに存在しているのかなどを指標として選定される。

かかる信号が各電極Ｅ１〜Ｅｎに印加された場合、当該信号に応じて各電極Ｅ１〜Ｅｎがそれぞれ振動し、当該電極Ｅ１〜Ｅｎから発生する準静電界は、電極近方の空間では優位（放射電界や誘導電磁界の強度よりも大きい状態）となり、生体の各組織では、この準静電界に応じてポテンシャルが生じる。

この場合、インピーダンス検出部２におけるインピーダンス演算部２１には、各電極Ｅ１〜Ｅｎに対してそれぞれ設けられた電流計ＣＭ１〜ＣＭｎでの計測結果ＳＡ１〜ＳＡｎと、各信号供給源ＰＳ１〜ＰＳｎに対してそれぞれ設けられた電圧計ＶＭ１〜ＶＭｎでの計測結果ＳＶ１〜ＳＶｎとが入力される。

インピーダンス演算部２１は、電流計ＣＭ１での計測結果ＳＡ１と電圧計ＶＭ１での計測結果ＳＶ１との比、電流計ＣＭ２での計測結果ＳＡ２と電圧計ＶＭ２での計測結果ＳＶ２との比、……、電流計ＣＭｎでの計測結果ＳＡｎと電圧計ＶＭｎでの計測結果ＳＶｎとの比から、各電極Ｅ１〜Ｅｎに対応するインピーダンス値をそれぞれ求める。ちなみにこのインピーダンス値は、複素数で得られるが、生体の検出にあたっては、実数成分、虚数成分及びこれら量成分の組み合わせのうち感度の高い成分を採用することが望ましい。

そしてインピーダンス演算部２１は、各電極Ｅ１〜Ｅｎに対応するインピーダンス値をそれぞれデータ（以下、これをインピーダンスデータと呼ぶ）ＩＰ１〜ＩＰｎとして、血管検出部３に出力する。

このようにしてインピーダンス検出部２は、生体組織のインピーダンスを検出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インピーダンス検出部２には、この図１７及び図１８に示すように、各電極Ｅ１〜Ｅｎとは電気的に分離された状態で、導体性のシールドＳＬが設けられており、当該導体性のシールドＳＬは、電極Ｅ１〜Ｅｎそれぞれを仕切面によって仕切るようになされている。

従って、インピーダンス検出部２では、導体性のシールドＳＬの仕切面によって各電極Ｅ１〜Ｅｎが電界の照射対象とすべき方向を除いて覆われるため、当該電極Ｅ１〜Ｅｎから発信される準静電界の指向性を向上することができると共に、当該準静電界以外の外界ノイズが各電極Ｅ１〜Ｅｎに回り込むといった事態を防止でき、この結果、生体組織におけるインピーダンスの検出精度を向上することができるようになされている。

またこの導体性のシールドＳＬは、柔軟性のある材質に選定されている。これによりこのインピーダンス検出部２では、各電極Ｅ１〜Ｅｎそれぞれを生体に密接することができるため、生体組織におけるインピーダンスの検出精度をより一段と向上することができるようになされている。

（４−３）血管検出部の構成
一方、血管検出部３は、図１９に示すように、ＣＰＵ(Central Processing Unit)３１に対して、所定のプログラムを格納するＲＯＭ(Read Only Memory)３２、当該ＣＰＵ３１のワークメモリとしてのＲＡＭ(Random Access Memory)３３、キャッシュメモリ３４及びＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable ROM）３５をそれぞれ相互接続することによって構成される。

このＣＰＵ３１は、ＲＯＭ３２に格納されたプログラムに従って、キャッシュメモリ３４、ＥＥＰＲＯＭ３５及びインピーダンス演算部２１（図１７）を適宜制御することによって血管検出処理を実行する。

すなわちＣＰＵ３１は、格子状に配された電極Ｅ１〜Ｅｎを、図２０において破線で示すｍ行ｎ列の単位電極群ＳＵごとに、インピーダンスを検出するようにインピーダンス演算部２１を制御する。

そしてＣＰＵ３１は、インピーダンス演算部２１から順次供給されるインピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎをキャッシュメモリ３４に蓄積し、当該蓄積したインピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎのうち、単位電極群ＳＵに対応するインピーダンスデータ（以下、これを単位インピーダンスデータ群と呼ぶ）ＩＰｘ（図１９）ごとに、例えば図２１に示すように、そのインピーダンス値をｍ行ｎ列の行列として置換する。

この状態においてＣＰＵ３１は、この行列について単位電極群ＳＵごとに最小のインピーダンスをそれぞれ検出する。図８及び図９において上述したことからも明らかなように、血液に対する電極配置位置が近づくに応じてインピーダンスが小さくなることから、最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）は、血管における血行方向の断面中心を意味することとなる。

このようにしてＣＰＵ３１は、単位電極群ＳＵから検出されるインピーダンスの相違に基づいて、血管（血液）の有無を非侵襲的に検出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ＣＰＵ３１は、最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）を検出した場合、例えば図２２に示すように、当該最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）周辺のインピーダンスの変化の程度と、当該位置からの距離との関係を単位電極群ＳＵごとに認識し、予め記録された辞書データＤＣを読み出すようにＥＥＰＲＯＭ３５を制御する。

この辞書データＤＣは、例えば図２３に示すように、基準位置（ｋ，ｊ）周辺のインピーダンスの変化の程度及び基準位置からの距離の関係と、生体内での血管深度及び血管径とを対応付けたデータとなっている。ちなみに図２２及び図２３は、便宜上、当該位置（ｋ，ｊ）からｊ方向周辺のインピーダンスの変化の程度と、当該位置からの距離とを示している。

ＣＰＵ３１は、この辞書データＤＣと、このとき認識した最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）周辺のインピーダンスの変化の程度と、当該位置からの距離との関係とに基づいて、生体内での血管深度及び血管径を単位電極群ＳＵごとに判定するようになされている。

このようにＣＰＵ３１は、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として血管深度及び血管径を判定することができるようになされている。

（４−４）血管検出処理手順
次に、ＣＰＵ３１による血管検出処理の手順を図２４に示すフローチャートを用いて説明する。

すなわち、ＣＰＵ３１は、例えば所定の血管検出開始命令が与えられると、この血管検出処理手順ＲＴをステップＳＰ０において開始し、続くステップＳＰ１において、格子状に配された電極Ｅ１〜Ｅｎのうち、例えば左隅におけるｍ行ｎ列の単位電極群ＳＵ（図２０）を設定する。

そしてＣＰＵ３１は、ステップＳＰ２において、ステップＳＰ１で設定した単位電極群ＳＵからのインピーダンスを検出し、続くステップＳＰ３において、当該検出したインピーダンスを行列として置換した後（図２１）、ステップＳＰ４において、最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）を、血管における血行方向の断面中心として検出する。

またＣＰＵ３１は、次のステップＳＰ５において、最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）周辺のインピーダンスの変化の程度と、当該位置からの距離との関係を認識し（図２２）、続くステップＳＰ６において、この認識結果と、予め記録された辞書データＤＣ（図２３）とに基づいて、生体内での血管深度及び血管径を判定した後、ステップＳＰ７に移る。

ＣＰＵ３１は、このステップＳＰ７において、全ての電極Ｅ１〜Ｅｎからのインピーダンスを検出したか否かを判定し、否定結果が得られた場合には、ステップＳＰ１に戻って次に検出すべき単位電極群ＳＵを設定した後に上述の処理を繰り返す。

なお、ステップＳＰ４で検出した最小のインピーダンスが、所定の閾値以上である場合には、血管が存在しないものとして、ステップＳＰ１に戻って次に検出すべき単位電極群ＳＵが設定された後に上述の処理が繰り返され、ステップＳＰ４で検出した最小のインピーダンスの位置が、複数存在する場合には、これら位置それぞれに基づいて上述のステップＳＰ５及びステップＳＰ６の処理が実行される。

一方、ＣＰＵ３１は、ステップＳＰ７で肯定結果が得られた場合には、次のステップＳＰ８において、格子状の電極Ｅ１〜Ｅｎからそれぞれ検出されたインピーダンスを表す行列と、当該行列の単位電極群ＳＵごとに検出された血管深度及び血管径とを血管状態データとして出力し、その後にステップＳＰ９に移って、この血管検出処理手順ＲＴを終了する。

このようにしてＣＰＵ３１は、血管検出処理を実行することができるようになされている。

（４−５）動作及び効果
以上の構成において、この検出装置１は、検出感度等を考慮して生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯（図１、図２）の信号を、複数の電極Ｅ１〜Ｅｎにそれぞれ出力する。この出力に応じて各電極Ｅ１〜Ｅｎから準静電界が発信することとなる。

検出装置１は、この準静電界に配置された生体のインピーダンスを、各電極Ｅ１〜Ｅｎからそれぞれ検出し、当該検出された各インピーダンスの相違に応じて、生体の内部における血液の有無を判定する。

従って、この検出装置１では、各種生体組織の電気特性の差異が大きい状態となる周波数帯の準静電界のインピーダンスが電極Ｅ１〜Ｅｎごとにそれぞれ検出されるため、これらインピーダンスに各種生体組織の電気特性が反映されていても、各電極Ｅ１〜Ｅｎから発信する準静電界に血液がある場合と、ない場合とを、当該電極Ｅ１乃至Ｅｎから正確に区別することができる。

さらに生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯は低周波数帯であり、当該低周波数帯の信号に応じて発信される準静電界の強度は放射電界及び誘導電磁界に比して優位となることから、当該準静電界を介して電極Ｅ１〜Ｅｎごとに検出されるインピーダンスには、放射電界及び誘導電磁界の影響が反映されないため、血液の有無をより一段と正確に区別できる。

またこの検出装置１は、生体の内部における血液の包含する血管の幅（血管径）と、当該内部での血管深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定する（図１１、図１２、図２２、図２３）。

従ってこの検出装置１では、血液に関するより多くの情報を非侵襲で正確に取得することができる。

以上の構成によれば、生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯の信号を複数の電極Ｅ１〜Ｅｎにそれぞれ出力し、当該出力に応じて各電極Ｅ１〜Ｅｎからそれぞれ発信する準静電界に配置された生体のインピーダンスを検出し、当該インピーダンスの相違に応じて生体の内部における血液の有無を検出するようにしたことにより、各電極Ｅ１〜Ｅｎから発信する準静電界に血液がある場合と、ない場合とを、当該電極Ｅ１乃至Ｅｎから正確に区別することができ、かくして血液を精度良く検出することができる。

（５）第２の実施の形態
（５−１）認証装置の構成
次に、一実施の形態として、第１の実施の形態での血管検出機能を搭載した認証装置を図２５に示す。この図２５において、認証装置５０は、制御部５１に対して、操作部５２、生体センサ５３、記録部５４、照合部５５及びこの認証装置５０の外部とデータを授受する部（以下、これをインターフェイス部と呼ぶ）５６をそれぞれバスを介して接続することにより構成されている。

この生体センサ５３は、図１７に示したインピーダンス検出部２と同一構成でなり、また記録部５４は、例えば光ディスクドライブでなり、装脱着自在に構成するようにしてもよい。

制御部５１は、認証装置５０全体の制御を司るＣＰＵと、各種プログラム及び設定情報を格納するＲＯＭと、当該ＣＰＵのワークメモリとしてのＲＡＭと、キャッシュメモリとを含むコンピュータ構成でなり、当該制御部５１には、操作部５２から、登録者の血管を登録するモード（以下、これを血管登録モードと呼ぶ）の実行命令ＣＯＭ１又は登録者本人の有無を判定するモード（以下、これを認証モードと呼ぶ）の実行命令ＣＯＭ２がユーザ操作に応じて与えられる。

制御部５１は、かかる実行命令ＣＯＭ１、ＣＯＭ２に基づいて実行すべきモードを決定し、この決定結果に対応するプログラムに従って、生体センサ５３、記録媒体５４、照合部５５及びインターフェイス部５６を適宜制御し、登録処理又は認証処理を実行するようになされている。

具体的に制御部５１は、実行すべきモードとして血管登録モードを決定した場合、動作モードを血管登録モードに遷移して生体センサ５３を制御し、図２４で上述した血管検出処理手順ＲＴにおけるステップＳＰ１〜ステップＳＰ７の各種処理を実行する。この処理では、格子状の電極Ｅ１〜Ｅｎを介して検出されたインピーダンスが行列（図２１）として置換され、当該行列の単位電極群ＳＵごとに血管径及び血管深度が得られる。

制御部５１は、これら行列（図２１）と、血管径及び血管深度とに基づいて、各血管分岐点及びそれら深度を検出し、当該各血管分岐点及びそれら深度を個人識別データＤＩＳとして生成した後、この個人識別データＤＩＳを記録するように記録部５４を制御する。記録部５４では、制御部５１の制御に従って、個人識別データＤＩＳが記録媒体に登録される。

このようにしてこの制御部５１は、血管登録モードを実行することができるようになされている。

一方、制御部５１は、実行すべきモードとして認証モードを決定した場合、認証モードに遷移し、上述の血管登録モードの場合と同様にして、このとき生体センサ５３から取得したインピーダンスデータＩＰ１〜ＩＰｎに基づいて、各血管分岐点及びこれら血管分岐点における深度を検出し、これらを個人識別データＤＩＳと照合するように照合部５５を制御する。

照合部５５は、制御部５１の制御に従って、記録部５４から個人識別データＤＩＳを取得すると共に、当該個人識別データＤＩＳにおける各血管分岐点及びそれらの深度と、対応する比較対象の各血管分岐点及びそれらの深度とをそれぞれ照合する。

また照合部５５は、この照合度合いに応じて、このとき生体センサ５３の検出対象となっているユーザが登録者（正規ユーザ）であるか否かを判定し、この判定結果を判定データＪＤとしてインターフェイス部５６を介して外部に転送する。

このようにしてこの制御部５１は、認証モードを実行することができるようになされている。

（５−２）動作及び効果
以上の構成において、この認証装置５０は、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として、生体の内部における血液の包含する血管の幅（血管径）と、当該内部での血管深度とを検出し、当該検出した血管の幅（血管径）と、当該内部での血管深度とに基づいて、血管分岐点及びその深度を個人識別データＤＩＳとして生成する。

従って認証装置５０では、生体内方における識別パラメータが、単に平面的な位置情報だけでなく三次元的な情報として生成されるため、正確に個人を識別できると共に、第三者の成りすましを回避することができる。

以上の構成によれば、生体の内部における血液の包含する血管の幅（血管径）と、当該内部での血管深度とに基づいて、血管分岐点及びその深度を個人識別データＤＩＳとして生成するようにしたことにより、生体内方における識別パラメータを、単に平面的な位置情報だけでなく三次元的な情報として生成することができ、かくして正確に個人を識別できると共に、第三者の成りすましを回避することができる。

（６）第３の実施の形態
（６−１）情報提供装置
次に、一実施の形態として、第１の実施の形態での血管検出機能を搭載した情報提供装置を図２６に示す。この図２６において、情報提供装置６０は、制御部６１に対して、操作部６２、生体センサ６３、記録部６４、表示部６５及び音声出力部６６をそれぞれバスを介して接続することにより構成されている。

この生体センサ６３は、図１７に示したインピーダンス検出部２と同一構成でなり、また記録部６４は、例えば光ディスクドライブでなり、装脱着自在に構成するようにしてもよい。

制御部６１は、情報提供装置６０全体の制御を司るＣＰＵと、各種プログラム及び設定情報を格納するＲＯＭと、当該ＣＰＵのワークメモリとしてのＲＡＭと、キャッシュメモリとを含むコンピュータ構成でなり、当該制御部６１には、操作部６２から、血管状態を検出するための実行命令ＣＯＭ３がユーザ操作に応じて与えられる。

制御部６１は、かかる実行命令ＣＯＭ３に対応するプログラムに従って、生体センサ６３、記録部６４、表示部６５及び音声出力部６６を適宜制御し、血管状態通知処理を実行するようになされている。

具体的に制御部６１は、実行命令ＣＯＭ３を受けると生体センサ６３を制御し、図２４で上述した血管検出処理手順ＲＴにおけるステップＳＰ１〜ステップＳＰ４と、ステップＳＰ７との処理を実行する。この処理では、格子状の電極Ｅ１〜Ｅｎを介して検出されたインピーダンスが行列（図２１）として置換され、当該行列の単位電極群ＳＵごとに最小のインピーダンスの位置（ｋ，ｊ）が得られる。

制御部６１は、各単位電極群ＳＵにおける最小のインピーダンスの平均値から血管の比誘電率を求め、この後、予め記録されたテーブルＴＢを読み出すように記録部６４を制御する。このテーブルＴＢは、血液粘度を正常範囲と、その正常範囲から逸脱する程度に応じて軽度逸脱範囲、中度逸脱範囲及び重度逸脱範囲とに分け、これら範囲での比誘電率を対応付けたものである。

制御部６１は、このテーブルＴＢから、求めた比誘電率がいずれの範囲に該当するかを参照し、当該比誘電率と、その比誘電率に該当する血液粘度範囲とを履歴として記録部６４の記録媒体に記録する。

また制御部６１は、比誘電率及び血液粘度範囲と、過去に記録された比誘電率及び血液粘度範囲とに基づいて、血液粘度を通知するための画像データＩＭ及び音声データＳＤをそれぞれ生成し、当該画像データＩＭに基づく表示画面を表示するように表示部６５を制御すると共に、当該音声データＳＤに基づく音声を出力するように音声出力部６６を制御する。

表示部６５は、制御部６１の制御に従って、例えば、縦軸を血液粘度及び横軸を日時とするグラフを画面中央に表示すると共に、そのグラフ内に、血液粘度の正常範囲及びユーザの血液粘度動向をプロットし、また「今回はサラサラです」のように、血液粘度範囲に対応するコメントを表示する。

一方、音声出力部６６は、制御部６１の制御に従って、例えば、「今回はサラサラです」のように、血液粘度範囲に対応する音声コメントを出力する。

このように制御部６１は、ユーザの血液粘度動向を正常範囲と併せてグラフとして表示し、かつ正常範囲に対するユーザの血液粘度の状態をコメントとして表示することにより、当該ユーザに対して、自身の血液粘度に関する事項を一見して直感的に把握させることができるようになされている。

このようにしてこの制御部６１は、血液粘度を健康状態の指標として通知することができるようになされている。

（６−２）動作及び効果
以上の構成において、この情報提供装置６０は、生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯（図１、図２）の信号を複数の電極Ｅ１〜Ｅｎにそれぞれ出力し、当該出力に応じて各電極Ｅ１〜Ｅｎから発信する準静電界に配置された生体のインピーダンスの相違に応じて、生体の内部における血液の有無を判定する。

そして情報提供装置６０は、各電極Ｅ１〜Ｅｎのうち、当該電極から発信する準静電界に血液があるほうの電極から検出されるインピーダンス値に応じて、血液における血球と血清との比率（血液粘度）を判定する。

従ってこの情報提供装置６０では、第１の実施の形態の動作及び効果（４−５）で上述したように、各種生体組織の電気特性がインピーダンスに反映されていても、血液の有無を正確に区別できるため、当該インピーダンス値に応じて、血液における血球と血清との比率（血液粘度）も正確に判定することができる。

以上の構成によれば、各電極Ｅ１〜Ｅｎのうち、当該電極から発信する準静電界に血液があるほうの電極から検出されるインピーダンス値に応じて、血液における血球と血清との比率（血液粘度）を判定するようにしたことにより、各種生体組織の電気特性がインピーダンスに反映されていても、血液における血球と血清との比率（血液粘度）も正確に判定することができ、かくして生体内に関する情報を精度よく提供することができる。

（７）他の実施の形態
なお上述の実施の形態においては、振幅が一定で周波数が１[MHz]の信号を出力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、生体における各種生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯であれば、この他種々の信号を出力することができる。また複数の周波数帯の信号を切換自在に出力するようにしてもよい。この場合、上述したように、検出対象となる生体組織の導電率及び比誘電率が、いずれの低周波数帯から他の組織のものと明瞭に区別できるのか、また検出対象となる生体組織が、その表面からいずれの深さに存在しているのかなどを指標とすればよい。

また電極として、上述の実施の形態では、専用のものを適用したが、検出装置１、認証装置５０又は情報提供装置６０に設けられた基板を適用するようにしてもよい。

また上述の実施の形態においては、図１７で示したインピーダンス検出部２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、各電極からそれぞれ発信する準静電界に配置された生体のインピーダンスを、当該各電極からそれぞれ検出するのであれば、この他種々の構成のものを適用することができる。

例えば、複数の電極Ｅ１〜Ｅｎと、対応する電流計ＣＭ１〜ＣＭｎとの間に増幅アンプをそれぞれ設けたインピーダンス検出部を適用することができる。このインピーダンス検出部では、各電極Ｅ１〜Ｅｎから検出される準静電界の電位変化を正確に検出することができるため、より一段と正確に生体組織でのインピーダンスの変化を検出することができる。

また例えば、図１７で示したインピーダンス検出部２では、各電極Ｅ１（Ｅ１ａ、Ｅ１ｂ）〜Ｅｎ（Ｅｎａ、Ｅｎｂ）にそれぞれ対応する信号供給源ＰＳ１〜ＰＳｎ及び電圧計ＶＭ１〜ＶＭｘを設けるようにしたが、当該信号供給源ＰＳ１〜ＰＳｎ及び電圧計ＶＭ１〜ＶＭｘに代えて、図１７との対応部分に同一符号を付して示す図２７のように、信号供給源及び電圧計を共通化したもの（信号供給源ＰＳｘ及び電圧計ＶＭｘ）を設けるようにしてもよい。

この場合、インピーダンス演算部２１において、電流計ＣＭ１での計測結果ＳＡ１と電圧計ＶＭｘでの計測結果ＳＶｘとの比、電流計ＣＭ２での計測結果ＳＡ２と電圧計ＶＭｘでの計測結果ＳＶｘとの比、……、電流計ＣＭｎでの計測結果ＳＡｎと電圧計ＶＭｘでの計測結果ＳＶｘとの比から、各電極Ｅ１〜Ｅｎに対応するインピーダンス値をそれぞれ求めるようにすれば、上述の実施の形態の場合と同様の効果を得ることができる。

さらに上述の実施の形態においては、血液の有無を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、例えば骨髄液、脳脊髄液及びリンパ液などのゾルや、腸内ガス及び肺内ガスなど、生体の内部におけるこの他種々のコロイドの有無を検出することができる。この場合、コロイドの種類に応じて電極の配置部位や、当該電極に印加する信号の周波数を適宜変更するようにすれば、上述の実施の形態の場合と同様に、目的とすべきコロイドの有無を検出することができる。

さらに上述の実施の形態においては、血液を包含する血管の幅（血管径）及び生体内部での血液（血管）の深度を判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、例えば骨髄液を包含する骨髄組織の幅及び深度、脳脊髄液を包含する脳脊髄組織の幅及び深度、リンパ液を包含するリンパ管の幅及び深度、腸内ガスを包含する大腸組織の幅及び深度、肺内ガスを包含する肺組織の幅及び深度等、この他種々の組織の断層像を判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、血液における電気特性に基づいて血液粘度を判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、例えば骨髄液、脳骨髄液、リンパ液、腸内ガスや肺内ガスにおける電気的特性に基づいて、当該組織での状態を判定するようにしてもよい。

さらに上述の実施の形態においては、血液粘度（血液の状態）を判定するにとどまったが、これに加えて、当該判定結果に応じて、所定の疾病を推定するようにしてもよい。

この点、骨髄液、脳骨髄液及びリンパ液に適用すれば特に有用である。骨髄系及びリンパ系の白血病は、血球の形態により判定していたが、近年ではこれに代わるものとして、フローサイトメトリーがある。このフローサイトメトリーでは、患者から採取した骨髄液中の細胞に蛍光標識モノクローナル抗体を結合し、当該細胞に照射したレーザ光の散乱光に基づいて白血病であるとされる。このようにフローサイトメトリーでは、細胞の表面構造を指標として白血病が判定される。

これに対し、骨髄液、脳骨髄液及びリンパ液の電気特性に基づいて白血病を推定（判定）するようにすれば、細胞の表面構造に起因したものでなくその細胞自体の変化に起因するものをインピーダンスの変化としてとらえるため、新たな指標の１つとすることができ、白血病判定の精度の向上をさらに期待することができる。また非侵襲的に行うことができため患者に負担をかけることがないことから、治療効果などをリアルタイムに観測するといったことが可能となり、有用となる。

さらに上述の実施の形態においては、血管の断層像（血管径及び血管深度）を判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して、当該血管での拍動をも判定するようにしてもよい。

本発明は、生体を識別する場合、あるいは、生体の状態を判定する場合に利用可能である。

各組織における周波数と導電率との関係を示す略線図である。各組織における周波数と比誘電率との関係を示す略線図である。第１のシミュレーションモデルを示す略線図である。生体組織の等価回路を示す略線図である。シミュレーション結果（１）を示す略線図である。第２のシミュレーションモデルを示す略線図である。電極の配置の説明に供する略線図である。シミュレーション結果（２Ａ）を示す略線図である。シミュレーション結果（２Ｂ）を示す略線図である。第３のシミュレーションモデルを示す略線図である。血管径及び深さの変更（１）の説明に供する略線図である。血管径及び深さの変更（２）の説明に供する略線図である。シミュレーション結果（３）を示す略線図である。シミュレーション結果（４）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。第１の実施の形態による検出装置の構成を示す略線図である。シールドの構成の説明に供する略線図である。血管検出部の構成を示すブロック図である。インピーダンスの検出単位の説明に供する略線図である。行列への置換の説明に供する略線図である。最小のインピーダンスとなる位置周辺のインピーダンスの変化量と、当該位置からの距離との関係を示す略線図である。辞書データの内容を示す略線図である。血管検出処理手順を示すフローチャートである。第２の実施の形態による認証装置の構成を示す略線図である。第３の実施の形態による情報提供装置の構成を示す略線図である。他の実施の形態におけるインピーダンス検出部の構成を示す略線図である。

符号の説明

１……検出装置、２……インピーダンス検出部、３……血管検出部、２１……インピーダンス演算部、３１……ＣＰＵ、３２……ＲＯＭ、３３……ＲＡＭ、３４……キャッシュメモリ、５０……認証装置、５１、６１……制御部、５２、６２……操作部、５３、６３……生体センサ、５４、６４……記録部、５５……照合部、５６……インターフェイス部、６０……情報提供装置、６５……表示部、６６……音声出力部、Ｅ１（Ｅ１ａ、Ｅ１ｂ）〜Ｅｎ（Ｅｎａ、Ｅｎｂ）……電極、ＰＳ１〜ＰＳｎ、ＰＳｘ……信号供給源、ＣＭ１〜ＣＭｎ……電流計、ＶＭ１〜ＶＭｎ、ＶＭｘ……電圧計、ＳＬ……シールド、ＳＵ……単位電極群、ＩＰ１〜ＩＰｎ……インピーダンスデータ、ＤＣ……辞書データ、ＣＯＭ１〜ＣＯＭ３……実効命令、ＤＩＳ……個人識別データ、ＪＤ……判定データ、ＴＢ……テーブル、ＩＭ……画像データ、ＳＤ……音声データ、ＲＴ……血管検出処理手順。

Claims

生体における生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯の信号を、２以上の電極にそれぞれ出力する信号出力手段と、
上記信号出力手段の出力に応じて各上記電極からそれぞれ発信する準静電界のインピーダンスを、当該各電極からそれぞれ検出するインピーダンス検出手段と、
上記インピーダンス検出手段により検出されるインピーダンスの相違に応じて、上記生体の内部における血管の有無を検出する検出手段と、
上記検出手段により検出される血管の形状又は上記生体表面からの深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定する判定手段と
を有する検出装置。
上記検出手段により検出される血管の形状又は上記生体表面からの深度を、上記生体を識別するための信号として生成する生成手段
をさらに有する請求項１に記載の検出装置。
上記検出手段により検出される血管の形状又は上記生体表面からの深度に基づいて上記生体を識別する識別手段
をさらに有する請求項１に記載の検出装置。
上記検出手段により検出される血管における血液粘度を、各上記電極から検出されるインピーダンス値に応じて判定する血液粘度判定手段
をさらに有する請求項１に記載の検出装置。
生体における生体組織の電気特性の差異が所定レベル以上となる周波数帯の信号を、２以上の電極にそれぞれ出力する第１のステップと、
各上記電極からそれぞれ発信する準静電界に配置される生体のインピーダンスを、当該各電極からそれぞれ検出する第２のステップと、
上記第２のステップで検出されるインピーダンスの相違に応じて、上記生体の内部における血管の有無を検出する第３のステップと、
上記第３のステップで検出される血管の形状又は上記生体表面からの深度を、電極間の距離と、当該電極から検出されたインピーダンスの変化の程度とを基準として判定する第４のステップと
を有する検出方法。