JP6122927B2 - 痛み測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、痛み測定装置に関する。

被測定者が感じている痛みを客観的に測定するための痛み測定装置が本願出願人によって提案されている（たとえば、特許文献１参照）。この特許文献１に開示された痛み測定装置は、被測定者に電極を装着させ、その電極から被測定者に付与される刺激電流に基づいて、被測定者が感じている痛みの度合を定量的に評価できる構成となっている。すなわち、特許文献１に開示された痛み測定装置は、被測定者が感じている痛みと同程度の強度に感じる電気刺激の大きさ（刺激電流の電流値）を測定することで、被測定者が感じている痛みの度合を定量的に評価できる構成となっている。また、この痛み測定装置では、被測定者に付与される刺激電流として、被測定者が痛みを感じない周波数特性を有する刺激電流が用いられている。

特許第３８０８４９２号

上述した痛み測定装置は、被測定者が感じている痛みの度合を定量的に評価できる構成であるが、測定された痛みの大きさは、装置が有する独自の痛み指標として数値化されて表示されているだけである。これによれば、一人の被測定者について、過去の痛み度合の記録と比較するなどの利用にとどまり、他の被測定者との痛み度合の比較や病名診断に利用することはできていない。

本発明は、このような背景の下に行われたものであって、以下の２つのいずれかが可能となる装置を提供することを目的とする。すなわち、測定された痛み度合を他の被測定者の痛み度合との比較または病名診断に利用することができる痛み測定装置を提供することを目的とする。

本発明は、被測定者に装着される電極と、電極へ供給される刺激電流を生成する刺激電流生成手段とを備え、電極から被測定者に付与される刺激電流に基づいて、被測定者が感じている痛みを測定する人体用の痛み測定装置において、刺激電流に基礎をおく値の対数値または対数的数値となる痛みの計測値と、被測定者が選択したＶＡＳ(Visual Analogue Scale)またはフェイススケールの値との関係を表示する手段を有するものである。

または、本発明は、被測定者に装着される電極と、電極へ供給される刺激電流を生成する刺激電流生成手段とを備え、電極から被測定者に付与される刺激電流に基づいて、被測定者が感じている痛みを測定する人体用の痛み測定装置において、被測定者が感じている痛みに対応する刺激電流の値となる痛み対応電流値の対数値または対数的数値と、被測定者が選択したＶＡＳまたはフェイススケールの値との関係を表示する手段を有するものである。

上述の痛み測定装置において、表示する手段は、測定した痛みの計測値または痛み対応電流値を対数値または対数的数値によって表示することができる。

上述の痛み測定装置において、測定した痛みの計測値または痛み対応電流値と、ＶＡＳまたはフェイススケールの値との関係を時系列的に比較する手段と、比較の結果に応じて被測定者の痛みの要因を分類し、または痛みの原因を特定する手段と、を有することができる。このとき、痛みの要因を分類し、または痛みの原因を特定する手段は、分類または特定対象として、侵害受容性疼痛、心因性疼痛、神経障害性疼痛のいずれか１つまたは複数を有することができる。

本発明によれば、測定された痛み度合を他の被測定者の痛み度合との比較または病名診断に利用することができる。

本発明の実施の形態１にかかる痛み測定装置の構成を示す斜視図である。 図１に示す痛み測定装置の本体部およびその周辺機器の概略構成を示すブロック図である。 図１に示すパーソナルコンピュータの画面表示の一例を示す図である。 図１に示す電極から被測定者に付与される刺激電流の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトルのピーク値を示すグラフである。 図１に示す電極から被測定者に付与される刺激電流の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトルの実際の変化を説明するためのグラフである。 図１に示す痛み測定装置での痛みの測定方法の考え方を説明するためのグラフである。 図１に示す痛み測定装置での痛みの測定手順を示すフローチャートである。 被測定者がＶＡＳを選択する方法を説明するための図である。 ＶＡＳと痛み計測値との対応関係を示す図である。 被測定者が痛みを感じる刺激電流の電流値である痛み発生電流値および最小感知電流値の測定結果を示すグラフであり、（Ａ）は本発明の実施の形態にかかる刺激電流を被測定者に付与したときの測定結果を示し、（Ｂ）は従来の矩形波からなる刺激電流を被測定者に付与したときの測定結果を示す。 本発明の実施の形態にかかる刺激電流および従来の矩形波からなる刺激電流が、Ａδ線維およびＡβ線維にそれぞれ与える刺激の強さを説明するための模式的なグラフである。 本発明の他の形態にかかる刺激電流のパワースペクトルのピーク値を示すグラフである。

以下、本発明を実施するための最良の形態を図面に基づいて説明する。

（痛み測定装置の概略構成）
図１は、本発明の実施の形態１にかかる痛み測定装置１の構成を示す斜視図である。図２は、図１に示す痛み測定装置１の本体部４およびその周辺機器の概略構成を示すブロック図である。図３は、図１に示すパーソナルコンピュータ６の画面表示の一例を示す図である。

本形態に係る痛み測定装置１は、病気やけが等の原因で、被測定者２が感じている痛みを客観的に測定するための装置である。すなわち、本形態の痛み測定装置１は、被測定者２が感じている痛みを定量的に評価するための装置である。この痛み測定装置１は、図１に示すように、被測定者２の上腕部２ａの内側に装着される電極バンド３と、電極バンド３に所定の刺激電流を供給する本体部４と、痛みを測定する際に被測定者２が操作するハンドスイッチ５と、本体部４に対して所定の動作信号を出力したり、痛みの測定結果を表示するパーソナルコンピュータ（ＰＣ）６と、痛みの測定結果を印刷用紙等に印刷して出力するプリンタ７とを備えている。電極バンド３、ハンドスイッチ５、ＰＣ６およびプリンタ７は、所定のケーブルによって、本体部４に接続されている。なお、ＰＣ６を接続しないようにしてもよい。

なお、本形態では、被測定者２の上腕部２ａの内側に電極バンド３が装着されているが、電極バンド３の装着位置は、筋肉の量および汗腺が少なく、かつ、装着が容易な箇所であれば、上腕部２ａの内側以外であっても良い。たとえば、電極バンド３の装着位置はかかとであっても良い。このように、筋肉の量が少ない箇所に電極バンド３を装着することで、筋肉の断続的または連続的な収縮を防ぐことができる。電極バンド３には、２つの電極３ａ，３ａが設置されており、刺激電流は電極３ａに供給される。

本体部４は、図２に示すように、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）９と、昇圧トランス１０と、電圧制御回路１１と、出力制御回路１２と、保護回路１３と、電流検出回路１４と、外部ＲＡＭ１５と、不揮発性メモリ１６と、画像表示手段１７と、表示手段ドライバ１８と、アドレスデコーダ１９と、Ｉ／Ｆ（インターフェース）回路２０とを備えている。

ＭＰＵ９は、図示を省略するＲＯＭ、ＲＡＭ、タイマーおよび出力インターフェースを内部に備えている。ＭＰＵ９の内部のＲＯＭには、電極３ａに供給される刺激電流の電流値から被測定者２が感じている痛みの度合いを算出したり、被測定者２が選択したＶＡＳまたはフェイススケールの値と痛み計測値との関係から痛みの要因を分類する、または痛みの原因を特定するための処理を行うプログラムが予め記憶されている。そして、ＭＰＵ９に、Ｉ／Ｆ回路２０を介してＰＣ６から動作信号が入力されると、ＭＰＵ９は、外部ＲＡＭ１５の一時記憶機能を利用しつつ内部のＲＯＭに記憶されたプログラムにしたがってＰＣ６からの動作信号を処理し、所定のアルゴリズムを実行する。また、所定のアルゴリズムを実行することで、ＭＰＵ９は昇圧トランス１０、電圧制御回路１１、出力制御回路１２に駆動信号をそれぞれ供給する。

昇圧トランス１０は、ＭＰＵ９からの駆動信号に応じて、図示を省略する直流電源からの電圧を昇圧する。より具体的には、昇圧トランス１０は、タイマーを使用したＭＰＵ９からの方形波状の駆動信号によりトランジスタを駆動して、直流電源からの電圧を昇圧する。たとえば、昇圧トランス１０は、直流電源によって印加される１２Ｖの電圧を１００Ｖ〜１２０Ｖに昇圧する。電圧制御回路１１は、ＭＰＵ９からの駆動信号に応じて、昇圧トランス１０から出力された直流電圧出力を調整する。また、図２に示すように、電圧制御回路１１での電圧値を検出するための検出信号が電圧制御回路１１から出力され、ＭＰＵ９に入力される。ＭＰＵ９に入力された検出信号に基づいて、規定値以上の電圧が出力制御回路１２から出力されないように制御される。

出力制御回路１２は、電圧制御回路１１から出力された整流電圧をＰＷＭ（Ｐｕｌｓｅ Ｗｉｄｔｈ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）によって制御するためのＰＷＭ制御回路である。この出力制御回路１２は、ＭＰＵ９からの駆動信号に応じて、たとえば、５Ｖ〜１００Ｖの範囲のパルス状の電圧を出力する。保護回路１３は、所定値以上の電流が出力制御回路１２から被測定者２に装着された電極３ａへ供給されるのを防止するリミッタ回路である。図２に示すように、この保護回路１３から電流制限値を検出するための検出信号が出力され、ＭＰＵ９に入力される。

電流検出回路１４は、保護回路１３から電極３ａを経て被測定者２に付与される電流の実効値を検出するための回路である。本形態の電流検出回路１４は、たとえば、抵抗やオペアンプにより構成されるものである。図２に示すように、電極３ａに供給される刺激電流（すなわち、被測定者２に付与される刺激電流）の電流値を検出するための検出信号が電流検出回路１４から出力され、ＭＰＵ９に入力される。本形態では、出力制御回路１２から電極３ａへ供給される刺激電流（すなわち、被測定者２に付与される刺激電流）の波形は、５０Ｈｚ周期のパルス波形となっている。

このように、本形態では、ＭＰＵ９、直流電源（図示省略）、昇圧トランス１０、電圧制御回路１１、出力制御回路１２、保護回路１３および電流検出回路１４によって、電極３ａへ供給される刺激電流を生成する刺激電流生成手段が構成されている。

外部ＲＡＭ１５は、上述のように、ＭＰＵ９が所定のアルゴリズムを実行するためのメモリである。この外部ＲＡＭ１５は、ＭＰＵ９の内部のＲＡＭの容量が十分であれば、設ける必要はない。不揮発性メモリ１６は、出力制御回路１２から出力される電圧の上昇速度（すなわち、電極３ａに供給される刺激電流の増加度）や、電流検出回路１４に供給される電圧の制限値等の所定の設定値、または、過去の所定回数の痛みの測定データが記憶されたメモリである。

画像表示手段１７は、電圧制御回路１１での電圧値や電極３ａに供給される刺激電流の電流値を本体部４の外部に表示する液晶表示装置等の表示装置である（図１参照）。この画像表示手段１７には、ＭＰＵ９から出力され表示手段ドライバ１８で処理された画像データが表示される。

アドレスデコーダ１９は、外部ＲＡＭ１５や表示手段ドライバ１８と、ＭＰＵ９との間で信号をやりとりするための論理回路である。また、Ｉ／Ｆ回路２０は、ＭＰＵ９とＰＣ６との間で信号のやりとりをしたり、ＭＰＵ９からプリンタ７へ信号を供給するための回路である。

ハンドスイッチ５は、被測定者２が電極３ａへの刺激電流の供給を停止するためや刺激電流の供給を開始するためのものである。また、ＰＣ６は、図１に示すように、痛み測定装置１における痛みの測定結果を表示するための表示部６ａを備えている。この表示部６ａは、たとえば、液晶表示装置である。また、表示部６ａには、たとえば、痛み測定装置１での測定結果が図３のように表示される。図３に示す表示部６ａの表示内容については後述する。

（刺激電流の特性）
図４は、図１に示す電極３ａから被測定者２に付与される刺激電流の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトルのピーク値を示すグラフである。図５は、図１に示す電極３ａから被測定者２に付与される刺激電流の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトルの実際の変化を説明するためのグラフである。

本願出願人は、どのような刺激電流であれば、痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で測定することができるのかを長年研究してきた。その研究の結果、痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で正確に測定することができる刺激電流が所定の特性を有することが判明した。そして、本形態の痛み測定装置１では、この特有の性質を有する刺激電流を発生させることとした。以下、痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で正確に測定することができる刺激電流（すなわち、本形態において、電極３ａから被測定者２に付与される刺激電流）の特性について説明する。

痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で測定することができる刺激電流（すなわち、本形態の刺激電流）の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトル（具体的には、刺激電流のパルス波の各周波数成分ごとの刺激の強さを表すパワースペクトル）は、５０Ｈｚの整数倍の周波数ごとにピーク値を有し、これ以外の周波数では、ピーク値を有さない特殊なパターンを示す。すなわち、図５に模式的に示すように、本形態における刺激電流のパワースペクトルは、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ、１５０Ｈｚ・・・というように、５０Ｈｚごとにピーク値を有し、これ以外の周波数では、ピーク値を有さない。なお、刺激電流のパワースペクトルは各周波数によって、図５に示すように増減する。

図４には、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値のみを点で示している（グラフＧ１、Ｇ２参照）。また、図４には、参考として、従来から、本願出願人が痛み測定装置に使用していた矩形状のパルス波からなる刺激電流（以下、従来の刺激電流と表記する）のパワースペクトルのピーク値のみを示している（グラフＧ３、Ｇ４参照）。ここでは、従来の刺激電流のパルス波として、５０Ｈｚ周期のパルス波を用いている。本願出願人の研究の結果、偶然にも、従来の刺激電流のパワースペクトルも本形態の刺激電流のパワースペクトルと同様に、５０Ｈｚの整数倍の周波数ごとにピーク値を有し、これ以外の周波数では、ピーク値を有さない特殊なパターンを示すことがわかった。図４では、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値と区別するため、従来の刺激電流のパワースペクトルのピーク値間を実線で結んだ状態が図示されている。なお、図４では、横軸が周波数（単位Ｈｚ）であり、縦軸が刺激の強さ（単位ｄＢ（デジベル））である。また、図４は、縦軸に加え、横軸も対数目盛となった両対数のグラフである。

ここで、図４に示すパワースペクトルのピーク値を有する本形態の刺激電流および従来の刺激電流の電流値は等しくなっている。また、各刺激電流の電流値の増減に比例して、図４に示すパワースペクトルの各ピーク値（すなわち、各周波数成分ごとの刺激の強さ）は増減する。

図４には、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値の推移を表すグラフとして、グラフＧ１とグラフＧ２との２つのグラフが示されている。グラフＧ１とグラフＧ２との差は、測定時の刺激電流のばらつき等によって生じている。同様に、図４には、従来の刺激電流のパワースペクトルのピーク値の推移を表すグラフとして、グラフＧ３とグラフＧ４との２つのグラフが示されており、グラフＧ３とグラフＧ４との差も、測定時の刺激電流のばらつき等によって生じている。

図４からわかるように、グラフＧ１、Ｇ２と、グラフＧ３、Ｇ４とでは、変化のパターンが大きく相違する。グラフＧ１、Ｇ２からわかるように、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値は、５０Ｈｚから５００Ｈｚの範囲で略等しくなっている。特に、グラフＧ１では、５０Ｈｚから１０５０Ｈｚの範囲で、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値が略等しくなっている。また、本形態の刺激電流のパワースペクトルのピーク値は、５０Ｈｚから２０００Ｈｚの範囲で最大となっている。より具体的には、グラフＧ１では、１０５０Ｈｚ付近のパワースペクトルのピーク値が最大となり、グラフＧ２では、１５０Ｈｚ付近のパワースペクトルのピーク値が最大となっている。これに対して、グラフＧ３、Ｇ４からわかるように、従来の刺激電流のパワースペクトルのピーク値は、１００Ｈｚ以上の周波数では減少している。特に、５００Ｈｚ以上の周波数では急激に減少している。

ここで、単純な正弦波の刺激電流（一定の周波数成分のみを有する刺激電流）を被測定者２に付与した場合には、図４に示すように、瞬間的な鋭い痛みや圧、温度の伝達に関与するＡδ線維を効率良く刺激するのは、２５０Ｈｚの周波数成分を有する刺激電流であり、接触や圧の伝達に関与し、痛みの伝達に関与しないＡβ線維を効率良く刺激するのは、２０００Ｈｚの周波数成分を有する刺激電流であることが従来から知られている。また、単純な正弦波の刺激電流を被測定者２に付与した場合には、持続的な鈍い痛みの伝達に関与するＣ線維を効率良く刺激するのは、５Ｈｚの周波数成分を有する刺激電流であることが従来から知られている。

本形態の刺激電流および従来の刺激電流には、Ａδ線維を効率良く刺激する２５０Ｈｚの周波数成分とＡβ線維を効率良く刺激する２０００Ｈｚの周波数成分とが含まれている。また、本形態の刺激電流および従来の刺激電流には、Ｃ線維を効率良く刺激する５Ｈｚの周波数成分が全く含まれていないか、あるいは、２５０Ｈｚや２０００Ｈｚの周波数成分と比較すると無視できる程度のわずかな（たとえば、２５０Ｈｚや２０００Ｈｚの周波数成分の１０００分の１以下の）５Ｈｚの周波数成分が含まれている。

なお、Ａδ線維への刺激に関与するのは、刺激電流のパワースペクトルの５０Ｈｚから５００Ｈｚまでの積分値であり、Ａβ線維への刺激に関与するには、刺激電流のパワースペクトルの５０Ｈｚから３０００Ｈｚの範囲までの積分値であると考えられている。

（痛みの測定方法）
図６は、図１に示す痛み測定装置１での痛みの測定方法の考え方を説明するためのグラフである。図７は、図１に示す痛み測定装置１での痛みの測定手順を示すフローチャートである。

以下、痛み測定装置１での痛みの測定方法を説明する。

本形態では、被測定者２が感じている痛みを測定するため（すなわち、痛みを定量的に評価するため）、大きさの異なる２つの刺激電流の電流値が測定される。図６に示すように、１つは、被測定者２に付与される刺激電流の電流値を０から徐々に増加させたときに、被測定者２が最初に電気刺激を感じたときの刺激電流の電流値（すなわち、感知閾値。以下、この電流値を「最小感知電流値」という。）であり、もう１つは、刺激電流の電流値をさらに増加させたときに被測定者２が病気等を原因として感じている痛みの感覚と同程度の感覚を与える刺激電流の電流値（以下、この電流値を「痛み対応電流値」という。）である。

最小感知電流値は、痛みを定量的に評価するための基準値となる。すなわち、最小感知電流値で痛み対応電流値を割った値を痛み指数と定義し、この痛み指数によって、被測定者２が感じている痛みを定量的に評価する。痛みの要因が同じであっても、痛みの感じ方は人それそれで違うため、痛み指数で痛みを評価することで、痛みの感じ方の個人差の影響を抑制した定量的な痛みの評価が可能となる。

さらに、本形態では、下式によって定義される痛み度から算出される痛み計測値によって、被測定者２が感じている痛みを評価し、痛み計測値とＶＡＳとの対応関係に基づいて、痛みの要因を分類したり、痛みの原因を特定したりする。ここで、痛み計測値の役割は、痛み度の数値を０から１００の範囲として、同じく０から１００に対応するＶＡＳの値に適合させるものである。さらに、痛み止めの投薬などにより、最小感知電流値が上昇したときに、極端な数値変動を起こし難いようにするものである。なお、ＶＡＳの値は、０から１０または０から２０などもあるが、ここでは０から１００を採用する。

痛み指数を
（痛み指数）＝（痛み対応電流値）／（最小感知電流値）
と定義する。続いて、痛み度を
（痛み度）＝（（（痛み対応電流値）−（最小感知電流値））／（最小感知電流値））×１００
と定義する。

ここで、痛み度を用いた痛み計測値その１の式は、以下に示す２つの式のいずれかを適用する。
（痛み計測値その１）＝Ｌｏｇ_ｅ２９．０４６（痛み度）−１１１．６
（痛み計測値その１）＝Ｌｏｇ_ｅ３８（（痛み度）＋１００）−１７５

または、痛み指数を用いた痛み計測値その２の式は、以下に示す式を適用する。
（痛み計測値その２）＝１００×Ｌｏｇ_１０（痛み指数）

または、痛み計測値その３として、以下に示す式を適用してもよい。以下の式によれば、対数は用いていないが対数的数値を算出することができる。
（痛み計測値その３）＝（（（痛み指数）−１）／（痛み指数））×１００

痛み測定装置１での痛みの測定手順は、たとえば、図７に示すフローチャートのようになる。すなわち、被測定者２が感じている痛みを測定する際には、まず、電極パッド３を被測定者２に装着する（ステップＳ１）。その後、被測定者２に付与される刺激電流の電流値を０から徐々に増加させる。そして、被測定者２は、最初に電気刺激を感じたときに、手で持っているハンドスイッチ５のスイッチを押す。ハンドスイッチ５のスイッチを押すことで刺激電流が止まり、そのときの電流値が最小感知電流値としてＭＰＵ９に記憶される（ステップＳ２）。なお、このとき刺激電流を止めずに、その値のみをＭＰＵ９に記憶させるようにしても良い。

その後さらに、刺激電流の電流値を増加させ、被測定者２が感じている痛みの感覚と同程度の強度に感じる異種の電気刺激（痛みを伴わない電気刺激）を感じたときに、被測定者２は、手で持っているハンドスイッチ５のスイッチを押す。ハンドスイッチ５のスイッチを押すことで刺激電流が止まり、そのときの電流値が痛み対応電流値としてＭＰＵ９に記憶される（ステップＳ３）。ＭＰＵ９では、記憶した痛み対応電流値を同じく記憶した最小感知電流値で割ることにより、痛み指数を算出する（ステップＳ４）。続いて、ＭＰＵ９は、上記の痛み度の算出式に基づいて痛み度を算出する（ステップＳ５）。さらに、ＭＰＵ９は、上記の痛み計測値その１の算出式に基づいて痛み計測値を算出する（ステップＳ６）。または、上記の痛み度の算出式の代わりに、上記の痛み指数の算出式に基づいて痛み指数を算出し（ステップＳ４）、算出した痛み指数から痛み計測値その２またはその３を算出してもよい（ステップＳ６）。

その後、被測定者２が感じている痛みの感覚に対応したＶＡＳの値が入力されてＭＰＵ９に記憶される（ステップＳ７）。被測定者２がＶＡＳの値を選択する方法は、図８に示すように、ＶＡＳの数値またはフェイススケールが印刷された紙面やＶＡＳの数値またはフェイススケールが表示された画面を被測定者２に示し、被測定者２自身に、被測定者２が感じている痛みの度合に応じたＶＡＳの数値またはフェイススケールを指で指示してもらうことで選択する。なお、ＶＡＳの数値またはフェイススケールをＰＣ６の表示部６ａに表示するようにしても良い。また、ＶＡＳの値の入力のステップは、図７の例では、ステップＳ７として説明するが、被測定者２によるＶＡＳの値の選択が終了していれば、ＶＡＳの値の入力は、図７に示すフローチャートのスタートからエンドまでのいずれのタイミングで行っても良い。

次に、ＶＡＳの値と痛み計測値のデータについて所定回数の過去のデータが有る場合には（ステップＳ８でＹｅｓ）、ＭＰＵ９は、痛みの要因の分類処理を実施する（ステップＳ９）。一方、ＶＡＳの値と痛み計測値のデータについて所定回数の過去のデータが無い場合には（ステップＳ８でＮｏ）、処理は、ステップＳ１０に進む。

ステップＳ１０では、ステップＳ２で測定された最小感知電流値、ステップＳ３で測定された痛み対応電流値、ステップＳ４で算出された痛み指数、ステップＳ６で算出された痛み計測値、ステップＳ７で入力されたＶＡＳ値、ステップＳ８でＹｅｓの場合はステップＳ９で実施された痛みの要因の分類結果が、ＰＣ６の表示部６ａに表示される。また、上記の各種の測定結果がプリンタ７で印刷用紙に印刷されたり、ＰＣ６に測定結果のデータが保存され（ステップＳ１１）、痛みの測定が終了する。

ここで、ステップＳ９の痛みの要因の分類処理について図９を参照しながら説明する。なお、この処理は、痛みの原因を特定する処理でもある。痛みの要因は、（１）侵害受容性疼痛、（２）心因性疼痛、（３）神経障害性疼痛に大きく分類される。侵害受容性疼痛は、痛みを感じる侵害受容器が刺激されて起こる急性の痛みである。心因性疼痛は、心理的な要因に影響される痛みである。神経障害性疼痛は、末梢神経や中枢神経の障害などに起因する慢性的な痛みである。

図９の例では、過去６回の痛みの測定データが不揮発性メモリ１６に記憶されている。たとえば、過去６回の痛みの測定データが図９に実線で示す経過ｄ１のような状況になる場合は、客観的データと言える横軸の痛みの計測値の減少率と比較して主観的と言える縦軸のＶＡＳの値の減少率は小さい。このことから、実際の痛みの減少の割に、被測定者２が感じている痛みの減少は少ないことがわかる。よって、経過ｄ１は、上述の（２）に相当する心因性疼痛として特定され分類される。同様に、過去６回の痛みの測定データが図９に一点鎖線で示す経過ｄ２のような状況になる場合は、客観的データと言える横軸の痛みの計測値の減少率と比較して主観的と言える縦軸のＶＡＳの値の減少率は大きい。このことから、被測定者２が感じている痛みの減少の割に、実際の痛みの減少は少ないことがわかる。よって、経過ｄ２も上述の（２）に相当する心因性疼痛に分類される。また、過去６回の痛みの測定データが図９に破線で示す経過ｄ３のような状況になる場合は、横軸の痛みの計測値の減少率と縦軸のＶＡＳの値の減少率とがほぼ等しい。このことから、心理的な要因は比較的小さいと判断できるので、上述の（１）に相当する侵害受容性疼痛に分類される。その他に、図示は省略するが、痛み計測値とＶＡＳの値の双方が共に時間の経過に伴って減少せず、慢性的な痛みの継続を示す場合には、上述の（３）に相当する神経障害性疼痛に分類される。

なお、最小感知電流値、痛み対応電流値、痛み指数、ＶＡＳおよび痛み計測値は、たとえば、図３に示すように、表示部６ａに表示される。すなわち、最小感知電流値、痛み対応電流値および痛み指数は、表示部６ａにおいて、測定データ表示領域α１および測定結果表示領域α２に表示される。ＶＡＳおよび痛み計測値は、表示部６ａにおいて、測定データ表示領域α２およびα７に表示される。その他に、表示部６ａにおいて、測定データ表示領域α６ａには、フェイススケールが表示され、測定データ表示領域α６ｂには、ＶＡＳが表示される。たとえば、被測定者に対し、測定データ表示領域α６ａに表示されているフェイススケールの痛みに対応した位置を指示してもらうことで、測定データ表示領域α６ｂに表示されているＶＡＳの値を決定することができる。

図３に示す表示例では、測定データ表示領域α１には、「Ｍｉｎｉｍｕｍ」の表示の下に最小感知電流値の３回の測定値およびその平均値が表示されている。また、測定データ表示領域α１には、「Ｐａｉｎ」の表示の下に痛み対応電流値の３回の測定値（図３の表示例では１回のみ測定を実施）およびその平均値が表示されている。さらに、測定データ表示領域α１には、「Ｐａｉｎ Ｒａｔｉｏ」の表示の右横に痛み指数が表示されている。この測定データ表示領域α１に表示された痛み指数は、痛み対応電流の平均値を最小感知電流の平均値で割った値である。また、痛み対応電流値の表示の右横には、最小感知電流の平均値と痛み対応電流の平均値とが積上げ縦棒グラフで表示されている。図３では、黒色で示す部分が最小感知電流の平均値であり、白色で示す部分が痛み対応電流の平均値である。

また、図３に示す表示例では、測定結果表示領域α２には、６人の被測定者２の痛みの測定結果が表示されている。具体的には、測定結果表示領域α２には、「Ｍｉｎ Ａｖｅ」の表示の下に、各被測定者２の最小感知電流値の平均値が表示され、「Ｐａｉｎ Ａｖｅ」の表示の下に、各被測定者２の痛み対応電流値の平均値が表示されている。また、「Ｐａｉｎ Ｒａｔｉｏ」の表示の下には、各被測定者２の痛み指数が表示され、左端には、各測定者２の最小感知電流の平均値と痛み対応電流の平均値とが積上げ横棒グラフで表示されている。図３では、黒色で示す部分が最小感知電流の平均値であり、白色で示す部分が痛み対応電流の平均値である。さらに、測定結果表示領域α２には、「ＶＡＳ」の表示の下に、各被測定者２のＶＡＳの値が表示されている。また、「痛み計測値」の表示の下には、各被測定者２の痛み計測値が表示されている。上述の表示は、１人の被測定者２に対する過去６回の痛みの測定結果であってもよい。また、測定結果表示領域α２のＶＡＳの値および痛み計測値が一人の被測定者２に対する過去６回の測定結果である場合などのように、図７のフローチャートのステップＳ８がＹｅｓとなる場合には、測定結果表示領域α２の下部の「分類」の表示の横に「侵害受容性疼痛」などの分類結果が表示される。

なお、表示部６ａでは、被測定者データ表示領域α３に、被測定者２の性別、年齢等の各種情報が表示され、グラフタイプ表示領域α４に、測定データ表示領域α１および測定結果表示領域α２に表示されるグラフのタイプが表示され、グラフスケール表示領域α５に、測定データ表示領域α１および測定結果表示領域α２に表示されるグラフのスケールが表示されている。

（刺激電流が被測定者に与える痛み）
図１０は、被測定者２が痛みを感じる刺激電流の電流値である痛み発生電流値および最小感知電流値の測定結果を示すグラフであり、（Ａ）は本発明の実施の形態にかかる刺激電流を被測定者２に付与したときの測定結果を示し、（Ｂ）は従来の矩形波からなる刺激電流を被測定者２に付与したときの測定結果を示す。

８人の被測定者２に対して本形態の刺激電流を付与したとき、図１０（Ａ）に示すように、最小感知電流値は、３．３６±０．７６ｍＡであった。また、刺激電流の電流値を、痛み測定装置１の上限値となる約３３ｍＡまで増加させたが、刺激電流によって被測定者２が痛みを感じることはなかった。なお、被測定者２は、刺激電流によって痛みを感じることはなかったが、痛みと同程度の強度に感じる異種の刺激（すなわち、痛みを伴わない刺激）を感じており、この刺激の大きさから痛みの定量的な評価が可能であった。

これに対して、８人の被測定者２に対して従来の矩形波からなる刺激電流を付与したときは、図１０（Ｂ）に示すように、最小感知電流値は、０．７９±０．２４ｍＡであった。また、刺激電流を増加させると、被測定者２は刺激電流によって痛みを感じた。この被測定者２が痛みを感じる刺激電流の電流値である痛み発生電流値は、６．６６±３．０３ｍＡであった。

（本形態の主な効果）
本形態の痛み測定装置１では、パワースペクトルのピーク値が図４のグラフＧ１、Ｇ２で示すように推移する刺激電流が電極３ａから被測定者２に付与される。そのため、図１０（Ａ）を用いて説明したように、被測定者２が刺激電流によって新たな痛みを感じることなく、被測定者２の感じている痛みの測定が可能になる。この測定値は従来に比べ、より客観的なものである。

この本形態の効果を図１１を用いてより詳細に説明する。図１１は、本発明の実施の形態にかかる刺激電流および従来の矩形波からなる刺激電流が、Ａδ線維およびＡβ線維にそれぞれ与える刺激の強さを説明するための模式的なグラフである。

上述のように、Ａδ線維への刺激に関与するのは、パワースペクトルの５０Ｈｚから５００Ｈｚまでの積分値であり、Ａβ線維への刺激に関与するには、パワースペクトルの５０Ｈｚから３０００Ｈｚまでの積分値であると考えられている。したがって、ここでは、パワースペクトルの５０Ｈｚから５００Ｈｚまでの積分値を、Ａδ線維への刺激に関与する刺激強さの総和値と定義する。また、パワースペクトルのピーク値の５０Ｈｚから３０００Ｈｚまでの積分値を、Ａβ線維への刺激に関与する刺激強さの総和値と定義する。

また、Ａδ線維の刺激強さの総和値であって、被測定者２が刺激を感じる最小値（以下、この値を「Ａδ線維の感知閾値」とし、図１１にもこのように表記する）は、Ａβ線維の刺激強さの総和値であって、被測定者２が刺激を感じる最小値（以下、この値を「Ａβ線維の感知閾値」とし、図１１にもこのように表記する）の約３分の１であることが知られている。また、Ａδ線維の刺激強さの総和値であって、被測定者２が痛みを感じる最小値（以下、この値を「Ａδ線維の疼痛閾値」とし、図１１にもこのように表記する）は、Ａδ線維の感知閾値の約５倍であることが知られている。以上から、図１１では、縦軸を刺激強さの総和値とするとともに、Ａδ線維の感知閾値、Ａβ線維の感知閾値およびＡδ線維の疼痛閾値の比率を縦軸の値として表示している。図１１の縦軸では、Ａδ線維の感知閾値の大きさを「１」としているため、Ａβ線維の感知閾値の大きさは「３」、Ａδ線維の疼痛閾値は「５」となる。なお、Ａβ線維は痛みの伝達に関与しないため、理論上は、Ａβ線維の疼痛閾値は存在しないと考えられる。

本形態の刺激電流の特性を示す図４のグラフＧ１またはグラフＧ２から、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比を算出すると、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は約１：６であった。一方、従来の刺激電流の特性を示す図４のグラフＧ３またはグラフＧ４から、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比を算出すると、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は約１：２であった。なお、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は、Ａδ線維への刺激と関連するパワースペクトルのピーク値の５０Ｈｚから５００Ｈｚの範囲での総和値と、Ａβ線維への刺激と関連するパワースペクトルのピーク値の５０Ｈｚから３０００Ｈｚの範囲での総和値との比と等しくなる。

このＡδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比、および、上述した刺激電流が被測定者２に与える痛みの測定結果（図１０に示す測定結果）から、本形態の刺激電流を用いた場合には、刺激電流を大きくしていっても、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は常に１：６であるため、Ａβ線維が最初に電気刺激を感知する（すなわち、最小感知電流値の測定の際にはＡβ線維が関与する）と考えられる。一方、従来の刺激電流を用いた場合には、刺激電流を大きくしていっても、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は常に１：２であるため、Ａδ線維が最初に電気刺激を感知する（すなわち、最小感知電流値の測定の際にはＡδ線維が関与する）と考えられる。

すなわち、本形態の刺激電流を用いた場合、刺激電流の電流値を０から次第に増加させたときには、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡδ線維の感知閾値に達するよりも先に、Ａβ線維の刺激強さの総和値がＡβ線維の感知閾値に達する。換言すれば、本形態の刺激電流は、Ａδ線維よりも先にＡβ線維を刺激する。また、本形態の刺激電流では、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が約１：６であるため、図１１に示すように、Ａβ線維の刺激強さの総和値がＡβ線維の感知閾値に達する（すなわち、Ａβ線維の刺激強さの総和値がＢ点の位置になる）とき、Ａδ線維の刺激強さの総和値は「０．５」であり、Ａδ線維の感知閾値には達していない（すなわち、Ａ点の位置になる）。

一方、従来の刺激電流を用いた場合、刺激電流の電流値を０から次第に増加させたときには、Ａβ線維の刺激強さの総和値がＡβ線維の感知閾値に達するよりも先に、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡδ線維の感知閾値に達する。また、従来の刺激電流では、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が約１：２であるため、図１１に示すように、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡδ線維の感知閾値に達する（すなわち、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＣ点の位置になる）とき、Ａβ線維の刺激強さの総和値は「２」であり、Ａβ線維の感知閾値には達していない（すなわち、Ｄ点の位置になる）。

なお、図１１では、Ａ点とＢ点とを実線で結び、Ｃ点とＤ点とを二点鎖線で結んでいるが、これは、グラフの見やすくするための便宜上の直線であり、これらの直線は特に意味を持たない。

ここで、刺激電流の電流値をさらに増加させた場合を考える。刺激電流を増加させると、刺激強さの総和値が上昇する。そして、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡδ線維の疼痛閾値に達すると被測定者２は、刺激電流によって新たな痛みを感じる。そのため、これ以上の電流値の刺激電流を与えることは、被測定者２にとって酷であり、刺激電流によって被測定者２が新たな痛みを感じ始めた以降は、痛みの測定を継続することはできない。すなわち、被測定者２が電気刺激を感じ始めてから、電気刺激による痛みを感じるまでの間で痛み測定装置１による痛みの測定が可能となる。換言すると、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＥ点に達するまで（刺激強さの総和値が「５」となるまで）が、痛みを伴わない刺激電流による被測定者２の痛みの測定可能範囲となる。

本形態の刺激電流を用いた場合、最小感知電流値は、Ａβ線維が最初に電気刺激を感知したとき、すなわち、Ａβ線維の刺激強さの総和値がＢ点に達したときの刺激電流の値である。このとき、Ａδ線維の刺激強さの総和値は、上述のように、０．５であり、Ａ点の位置になるため、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡ点からＥ点の範囲にあれば、痛みを伴わない刺激電流による痛みの測定が可能となる。すなわち、Ａδ線維の刺激強さの総和値が０．５から５の範囲であれば痛みの測定が可能であり、痛みを伴わない刺激電流として、最小感知電流値の１０倍の電流値の刺激電流を被測定者２に付与することが可能になる。なお、この痛みの測定可能範囲に対応するＡβ線維の刺激強さの総和値の範囲は３から３０となる。

これに対して、従来の刺激電流を用いた場合、最小感知電流値は、Ａδ線維が最初に電気刺激を感知したとき、すなわち、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＣ点に達したときの刺激電流の値である。したがって、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＣ点からＥ点の範囲にあれば、痛みを伴わない刺激電流による痛みの測定が可能となる。すなわち、Ａδ線維の刺激強さの総和値が１から５の範囲にあるときのみに痛みの測定が可能であり、痛みを伴わない刺激電流として、最小感知電流値の５倍の電流値の刺激電流しか被測定者２に付与ことができない。なお、この痛みの測定可能範囲に対応するＡβ線維の刺激強さの総和値の範囲は２から１０となる。

このように、従来の刺激電流を用いた場合には、最小感知電流値の５倍の電流値の刺激電流しか被測定者２に付与できなかったのに対し、本形態の刺激電流を用いた場合には、最小感知電流値の１０倍の電流値の刺激電流を痛みを与えずに被測定者２に付与することができる。すなわち、本形態の刺激電流を用いた場合には、痛みを伴わない刺激電流によって被測定者２の痛みを測定できる範囲は、従来の刺激電流と用いた場合の２倍になり、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で測定することが可能となる。また、本形態の刺激電流を用いた場合には、痛みを伴わない刺激電流によって痛みの度合いを広範囲で測定することができるため、図１０（Ａ）を用いて説明したように、刺激電流の電流値を、痛み測定装置１の上限値となる約３３ｍＡまで増加させても、刺激電流によって被測定者２が痛みを感じることはない。すなわち、Ａδ線維の刺激強さの総和値がＡδ線維の疼痛閾値に達する前に、痛みと同程度の強度に感じる異種の刺激（すなわち、痛みを伴わない刺激）によって被測定者２の痛みの定量的な評価を終わらせることができ、刺激電流によって被測定者２が新たな痛みを感じることはない。

以上のように、本形態の刺激電流を用いた場合、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比（すなわち、Ａδ線維への刺激と関連するパワースペクトルのピーク値の５０Ｈｚから５００Ｈｚの範囲での総和値と、Ａβ線維への刺激と関連するパワースペクトルのピーク値の５０Ｈｚから３０００Ｈｚの範囲での総和値との比）は約１：６となっており、刺激電流の電流値を０から次第の増加させたとき、Ａδ線維よりも先にＡβ線維を刺激電流が刺激する。そのため、痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で測定することが可能となる。

また、本形態の刺激電流には、Ａδ線維を効率的に刺激する２５０Ｈｚの周波数成分とＡβ線維を効率的に刺激する２０００Ｈｚの周波数成分とが含まれている。そのため、被測定者２が感じている痛みにより近い感覚の異種の電気刺激によって痛みを測定することが可能となる。すなわち、痛みの伝達に関与するＡδ線維を効率的に刺激する２５０Ｈｚの周波数成分を含まない刺激電流を被測定者２に付与すれば、より広範囲で、痛みを伴わない異種の電気刺激を被測定者２に付与することも可能となる。しかし、痛みの伝達に関与するＡδ線維を効率的に刺激する２５０Ｈｚの周波数成分を全く含まなければ、痛みとは全く異なる感覚の刺激と被測定者２が感じている実際の痛みとを比較することになり、痛みの適切な評価が困難となる。これに対し、本形態のように、２５０Ｈｚの周波数成分と２０００Ｈｚの周波数成分とを刺激電流に含ませた場合には、被測定者２が感じている痛みにより近い感覚の異種の電気刺激によって痛みを測定することが可能となる。

なお、本形態の痛み測定装置１では、刺激電流に、持続的な鈍い痛みの伝達に関与するＣ線維を刺激する５Ｈｚの周波数成分が含まれていない。そのため、この痛み測定装置では、Ｃ線維の刺激に起因する持続的な鈍い痛みを被測定者は感じない。

また、本形態の刺激電流では、パワースペクトルのピーク値は、少なくとも５０Ｈｚから５００Ｈｚの間で略等しく、かつ、５０Ｈｚから２０００Ｈｚの間で最大となっている。そのため、刺激電流の波形の生成が容易になる。

また、本形態のように、ＶＡＳまたはフェイススケールと痛み計測値との関係を用いることにより、次のことが可能となる。すなわち、個々の痛み測定装置１の痛みの測定結果をＶＡＳという一般的な値に対応させることで、複数の被測定者２の間での痛みの測定結果の比較を行うことが可能になる。また、被測定者２の実際の痛みの測定結果と被測定者２が選択したＶＡＳの値との対応関係を解析することで、痛みの要因の分類または痛みの原因の特定を行うことができ、これにより病名診断を行うことができる。

（他の実施の形態）
上述した形態は、本発明の好適な形態の一例ではあるが、これに限定されるものではなく本発明の要旨を変更しない範囲において種々変形可能である。

上述した実施の形態では、ＶＡＳやフェイススケールを利用したが他の主観的な痛み表示手段を採用してもよい。また、痛み計測値の代わりに痛み対応電流値を常用対数または自然数対数などで表示した数値を用いてもよい。すなわち、図９のＸ軸にこの値を用いてもよい。

上述した実施の形態の刺激電流では、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比は約１：６である。しかし、図１１からわかるように、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が１：３以上であれば、すなわち、Ａβ線維の刺激強さの総和値をＡδ線維の刺激強さの総和値で割った値が３以上であれば、刺激電流の電流値を０から次第に増加させたとき、Ａδ線維よりも先にＡβ線維を刺激することができ、従来に比べ痛みを広範囲で測定することが可能となる。

また、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が１：１２よりも大きくなると、すなわち、Ａβ線維の刺激強さの総和値をＡδ線維の刺激強さの総和値で割った値が１２よりも大きくなると、痛みの伝達に関与しないＡβ線維への刺激が相対的に強くなり、被測定者２が感じている痛みにより近い感覚の異種の電気刺激によって痛みを測定することが難しくなる。そのため、痛みにより近い感覚の異種の電気刺激によって痛みを測定するためには、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が１：１２以下となることが好ましい。

このように、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比を１：３から１：１２の範囲とすることで、痛みを伴わない電気刺激によって、被測定者２が感じている痛みの度合いを広範囲で測定することが可能となる。また、痛みを伴なわず、かつ、被測定者２が感じている痛みにより近い感覚の異種の電気刺激によって痛みを測定することが可能となる。

また、上述した効果を有する刺激電流のパワースペクトルのピーク値の推移は、図４に示すグラフＧ１やグラフＧ２には限定されない。刺激電流の電流値を０から次第に増加させたとき、Ａδ線維よりも先にＡβ線維を刺激する、あるいは、Ａδ線維の刺激強さの総和値とＡβ線維の刺激強さの総和値との比が１：３から１：１２の範囲であるという条件を満足するのであれば、刺激電流のパワースペクトルのピーク値は、図１２（Ａ）に示すグラフＧ３や図１２（Ｂ）に示すグラフＧ４のように推移しても良い。

すなわち、図１２（Ａ）に示すように、パワースペクトルのピーク値は、パワースペクトルのピーク値間を結んだ曲線の極大値が２５０Ｈｚ近傍および２０００Ｈｚ近傍に現われるように推移しても良い。この場合、図１２（Ａ）の実線で示すように、２５０Ｈｚ近傍および２０００Ｈｚ近傍の極大値が等しく、かつ、この極大値がパワースペクトルのピーク値の最大値となるように、パワースペクトルのピーク値が推移をしても良いし、図１２（Ａ）の破線で示すように、２５０Ｈｚ近傍の極大値がパワースペクトルのピーク値の最大値となっても良い。また、図１２（Ａ）の二点鎖線で示すように、２０００Ｈｚ近傍の極大値がパワースペクトルのピーク値の最大値となっても良い。

また、図１２（Ｂ）の実線で示すように、パワースペクトルのピーク値は、２５０Ｈｚ近傍から２０００Ｈｚ近傍に向かって次第に増加するとともに、その後、次第に減少するように推移しても良いし、図１２（Ｂ）の破線で示すように、パワースペクトルのピーク値は、２５０Ｈｚ近傍から周波数が大きくなるにつれ、次第に減少するように推移しても良い。

なお、図１２（Ａ）、（Ｂ）に示すように、刺激電流は、５０Ｈｚから３０００Ｈｚの範囲の周波数成分のみを有することが好ましい。５０Ｈｚ以下の周波数成分および３０００Ｈｚ以上の周波数成分は、Ａδ線維およびＡβ線維の刺激に関与しない。そのため、刺激電流が５０Ｈｚから３０００Ｈｚの範囲の周波数成分のみを有する場合には、小さな刺激電流で効率的にＡδ線維およびＡβ線維を刺激することができる。

さらに、上述した形態では、刺激電流に２５０Ｈｚの周波数成分と２０００Ｈｚの周波数成分とが含まれている。この他にもたとえば、刺激電流に２５０Ｈｚの周波数成分は含まないが２５０Ｈｚ近傍の周波数成分を含むようにすることで、Ａδ線維を刺激しても良い。同様に、刺激電流に２０００Ｈｚの周波数成分は含まないが２０００Ｈｚ近傍の周波数成分を含むようにすることで、Ａβ線維を刺激しても良い。

また、痛みの要因や原因を（１）侵害受容性疼痛、（２）心因性疼痛、（３）神経障害性疼痛の３つに分類したり、特定したりしたが、（１）の侵害受容性疼痛と、その他に分類したり、（２）の心因性疼痛と、その他に分類したり、（１）の侵害受容性疼痛と（３）の神経障害性疼痛と、その他の３つに分類したりなど、上述の（１）（２）（３）のいずれか１つまたは複数を含むものに分類したり、特定したりするようにしてもよい。

１…痛み測定装置、２…被測定者、３…電極バンド、３ａ…電極、６…ＰＣ（表示する手段の一部）、９…ＭＰＵ（刺激電流生成手段の一部、表示する手段の一部、比較する手段、分類する手段）、１０…昇圧トランス（刺激電流生成手段の一部）、１１…電圧制御回路（刺激電流生成手段の一部）、１２…出力制御回路（刺激電流生成手段の一部）、１３…保護回路（刺激電流生成手段の一部）、１４…電流検出回路（刺激電流生成手段の一部）

Claims (5)

1. 被測定者に装着される電極と、前記電極へ供給される刺激電流を生成する刺激電流生成手段とを備え、前記電極から前記被測定者に付与される前記刺激電流に基づいて、前記被測定者が感じている痛みを測定する人体用の痛み測定装置において、
   前記刺激電流に基礎をおく値の対数値または対数的数値となる痛みの計測値と、前記被測定者が選択したＶＡＳ(Visual Analogue Scale)またはフェイススケールの値との関係を表示する手段を有する、
   ことを特徴とする痛み測定装置。
2. 被測定者に装着される電極と、前記電極へ供給される刺激電流を生成する刺激電流生成手段とを備え、前記電極から前記被測定者に付与される前記刺激電流に基づいて、前記被測定者が感じている痛みを測定する人体用の痛み測定装置において、
   前記被測定者が感じている痛みに対応する刺激電流の値となる痛み対応電流値の対数値または対数的数値と、前記被測定者が選択したＶＡＳまたはフェイススケールの値との関係を表示する手段を有する、
   ことを特徴とする痛み測定装置。
3. 請求項１または２記載の痛み測定装置において、
   前記表示する手段は、前記測定した痛みの計測値または前記痛み対応電流値を対数値または対数的数値によって表示する、
   ことを特徴とする痛み測定装置。
4. 請求項１、２または３記載の痛み測定装置において、
   前記測定した痛みの計測値または前記痛み対応電流値と、前記ＶＡＳまたはフェイススケールの値との関係を時系列的に比較する手段と、
   前記比較の結果に応じて前記被測定者の痛みの要因を分類し、または痛みの原因を特定する手段と、
   を有する、
   ことを特徴とする痛み測定装置。
5. 請求項４記載の痛み測定装置において、
   前記痛みの要因を分類し、または痛みの原因を特定する手段は、分類または特定対象として、侵害受容性疼痛、心因性疼痛、神経障害性疼痛のいずれか１つまたは複数を有する、
   ことを特徴とする痛み測定装置。

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