JPWO2008007638A1 - 皮膚通電測定装置 - Google Patents

Abstract

皮膚通電測定装置は、電流発生部１１ａ〜１１ｉから発生させて両極性パルス電流を、被験体の皮膚３０の複数の測定点に不分極性の電極３ａ〜３ｉを通じて印加する。通電した電流と、通電によって生じた電圧を測定部６にて測定し、特徴量抽出部７にて各測定点での電流の流れやすさを特徴づける特徴量を抽出し、その結果を表示部８によって表示する。特徴量抽出部７において抽出される指標は、皮膚３０の電気的等価回路パラメータＲｐ，Ｃｐ，Ｒｓを基に算出される。定量的で信頼性・再現性のある測定結果が得られる。

Description

本発明は、人体の電流の流れやすさを測定し、それを利用し経穴の位置を探したり、健康度などを評価する良導絡に使用する皮膚通電測定装置に関する。

従来、生体の特定箇所の電気伝導率を測定し、その結果に基づいて経穴の位置を探したり、健康度などを評価する良導絡に使用する皮膚通電測定装置に関する技術が提案されている（例えば、特許文献１、２など）。これらの従来技術は被検体の特定箇所の皮膚表面に配置された２つの金属電極間に直流電圧を印加し、その２つの電極間に流れた直流電流を測定することにより、特定箇所の直流での電気伝導度を測定するものである。「経穴」は東洋医学における治療点として存在しており、経穴に物理的な刺激（例えば、機械的、熱的、電気的な刺激）を与えることにより、除痛や自律神経系の調節を行う。経穴の多くは、周辺部位と比べ、皮膚の抵抗が低い部位として観測されることが多く、その皮膚抵抗低部位は「経絡（簡単にいうと、経穴を線で結んだもの）」に沿って分布することが知られている。つまり、皮膚抵抗低部位と経穴が等価であると捉え、又、そのような部位を皮膚通電測定装置で探索し、刺激をし、治療をするという行為を行うことが行われている。これらの行為は「良導絡自律神経調整法」と呼ばれている。本明細書も、皮膚抵抗低部位と経穴が等価であることを前提として記載している。

図６に特許文献１に記載の発明を実施した測定装置の概要を示す。握り導子２０１の電極は金属製の棒状部材であり、使用者はこの握り導子２０１を一方の手で握り、他方の手で測定導子２０３を握って測定を行う。測定導子２０３の先端にはコーン状のキャップ２０７があり、内部に金属製の電極部材（図示せず）が配置されている。測定時には測定導子２０３の電極部材と接触するように、キャップ２０７内に湿らせた綿を詰めて、当該綿を測定部位にあてる。その後、直流可変電圧源２０２からの直流電圧Ｅｃの印加により両手に握られた導子２０１，２０３間の生体に流れた直流通電を、検出抵抗２０６により電圧値へと変換する。なお、図６において符号２０４は電流調整用の可変抵抗で、符号２０８は平衡のためのコンデンサである。

特開２００３−６１９２６号公報 特開平９−７５４１９号公報

以下、従来の皮膚通電測定装置について本発明の発明者が行った詳細な検討について説明する。

図６の従来技術において、握り導子２０１及び測定導子２０３の電極の電気的等価回路と、皮膚の電気的等価回路は、単純に考えても図７のような抵抗値Ｒｐの抵抗８０１と容量Ｃｐのコンデンサ８０２の並列接続回路に抵抗値Ｒｓの抵抗８０３が直列に接続された回路となる。また、生体の深部組織の電気的等価回路は抵抗が直列に接続された形で表現されることが知られている。よって、図６の測定装置で測定した場合の等価回路は図８に示すような回路で表現される。

図８では、簡単のため、握り導子２０１の電極２０１ａと測定導子２０３の電極２０３ａが皮膚上のＡ点、Ｂ点に配置されている。測定導電子２０３の電極２０３ａの電気的等価回路は、抵抗３０１（抵抗値Ｒｅ１）とコンデンサ３０２（容量Ｃｅ１）の並列接続回路に抵抗３０３（抵抗値Ｒｅｓ１）を直列に接続してなる。同様に、握り導子２０１の電極２０１ａの電気的等価回路は、抵抗４０１（抵抗値Ｒｅ２）とコンデンサ４０２（容量Ｃｅ２）の並列接続回路に抵抗４０３（抵抗値Ｒｅｓ２）を直列に接続してなる。測定導子２０３と握り導子２０１の電極２０３ａ，２０１ａと接触する皮膚の電気的等価回路は、抵抗５０１，６０１（抵抗値Ｒｓ１，Ｒｓ２）とコンデンサ５０２，６０２（容量Ｃｓ１，Ｃｓ２）の並列接続回路に抵抗５０３，６０３（抵抗値Ｒ１，Ｒ２）を直列に接続してなる。深部組織の等価回路を構成する複数の直列に接続された抵抗７０３（抵抗５０３，６０３もこれらの抵抗７０３に直列に接続されている。）は抵抗値Ｒｉ（ｉ＝１〜Ｎ）を有する。電極２０１ａ，２０３ａ及びこれらの電極２０１ａ，３０１ａと接触する皮膚の等価回路のインピーダンスは、それぞれＺｅ１，Ｚｅ２，Ｚｓ１，Ｚｓ２とする。

図６の従来技術では、直流電圧Ｅｃを印加した際の直流電流Ｉｃを測定しており、図８の等価回路のうち、直流抵抗の部分のみに着目していることになる。つまり、以下の式（１）で表される直流電流Ｉｃを測定していることになる。

式（１）において、検出抵抗２０６の抵抗値Ｒｃと調整用の抵抗２０４の抵抗値Ｒｖａは既知の値である。従って、式（１）の電流Ｉｃを測定することは、抵抗２０６，２０４以外の抵抗部分が測定部位もしくは測定時刻によって異なることを検出していることと等価である。この従来の測定法では測定結果の信頼性ならびに再現性を十分保証できない。その理由は、主に下記の４つの理由によるものである。

（１）２電極法を用いた測定を行っている。
（２）皮膚の電気的等価回路のうち直流抵抗のみに着目している。
（３）分極性電極を使用している。
（４）皮膚抵抗の電圧もしくは電流依存性を考慮していない。

以下では、これらの理由（１）〜（４）について具体的に説明する。

まず、理由（１）については、上述のように測定された電流は、式（１）で表現される。抵抗値Ｒｃ，Ｒｖａは外部から調節可能な既知の値である。測定された前記電流の差異は、電極２０１ａ(Ｂ点)と電極２０３ａ(Ａ点)の間に存在する下記式（２）の差異に起因するものであり、純粋に前記２つの電極２０１ａ，２０３ａ間の皮膚抵抗に起因する電流値を測定していることにならない。

ここで、前記両電極２０１ａ，２０３ａのインピーダンスが生体のそれと比較して十分小さければ、つまり、図８においてＺｅ１＜＜Ｚｓ１かつＺｅ１＜＜Ｚｓ１、換言すれば、（Ｒｅ１＋Ｒｅｓ１）＜＜（Ｒｓ１＋Ｒ１）かつ（Ｒｅ２＋Ｒｅｓ２）＜＜（Ｒｓ２＋Ｒ２）を満たせば、皮膚抵抗を適切に評価できることになる。しかし、一般に、金属電極の電極インピーダンスは周波数が低いほど大きくなり、後述するような分極性の電極の場合は直流抵抗が極めて大きな値となることが知られている。従って、２電極法では皮膚抵抗を適切に評価できない。また、仮に電極インピーダンスが小さいと仮定しても、電極２０１ａ（Ｂ点）直下の皮膚の直流抵抗による差異なのか電極２０３ａ（Ａ点）直下の皮膚の直流抵抗による差異なのか区別することは不可能である。本来ならば、測定導子２０３の電極２０３ａ直下のＡ点における皮膚抵抗に起因する電流値の差異を測定したいにもかかわらず、前記両電極２０１ａ，２０３ａ直下のうちいずれの電極の直下の皮膚の直流抵抗に起因するかを明確に区別することができない。

理由（２）については、皮膚の電気的な等価回路が純粋な直流抵抗のみで表現されるならば、前記従来の測定装置で測定した場合の電流波形は図９Ｂの一点鎖線のようになり、電極を皮膚に接触させた直後から定常状態になる（図９Ａは印加される直流電圧Ｅｃの波形を示す）。しかし、一般には、皮膚の電気的等価回路は、前述したように抵抗５０１，６０１とコンデンサ５０２，６０２の並列接続で表現されるため、図９Ｂの実線に示したように、測定電流には過渡応答が含まれることになる。この過渡応答が消失し、定常状態になるには、皮膚の電気的等価回路が図７のような最も単純な回路で表現されると考えた場合でも、時定数τ（=Ｒｐ・Ｃｐ）の4倍（４τ）ほどの時間が必要となる。つまり、４τ以上経過するまでは、測定対象が同一特性を持っていても、測定電流値を読み取る時刻によって測定結果が異なってしまうことになる。また、生体の皮膚では、測定部位によって時定数τの値が大きく異なることが予想されるので、測定時間を統一して複数の部位の電流値の差異を測定しても、全ての測定点において測定電流が定常状態になっていることは保証できない。かといって、長時間待ってから電流値を測定すれば良いかというと、測定に時間がかかり不便であるし、同一方向の電圧、電流が長時間印加されることによって皮膚の電気的破壊、電極の電気分解の発生など、皮膚や電極の電気的特性に不可逆的に変化が生じてしまう。一方、時定数τが非常に小さく、測定開始直後に定常状態にあったとしても、実際に測定される電流波形はばらつくことがある。これは、皮膚上のある２点間に電極を配置して、その間の電圧を測定すると、自発的に数ｍＶから数１００ｍＶ不規則に変動する理由と同様の理由で、２つの電極と皮膚との界面でのイオン濃度差が一定ではないことに起因する。特に人の手掌は精神性発汗などによる皮膚―電極界面のイオン濃度差の変動が大きく、前記従来のような測定方法では、測定結果が不安定になってしまい、どの時刻の測定結果を採用するかに依存してしまうことになる。

理由（３）については、白金をはじめとする不活性な分極性電極では、表面での電荷の移動が起こりにくいため、その電圧−電流特性は著しい非線形性を有する。また、分極性電極ではその等価回路におけるコンデンサと並列接続された抵抗の抵抗値Ｒｐ（図８では抵抗３０１，４０１の抵抗値Ｒｅ１，Ｒｅ２）に相当する電極抵抗が非常に大きいため、使用する電極の材質、印加する電圧もしくは電流の値によっては図８のインピーダンスＺｅ１，Ｚｓ１ならびにＺｅ２，Ｚｓ２の大小関係がＺｅ１＞＞Ｚｓ１もしくはＺｅ２＞＞Ｚｓ２となる可能性もある。これは、分極性電極を使用した場合、皮膚の特性を測定しているのか、電極の特性による差異を測定しているのかが区別できないことを意味する。

理由（４）については、前記理由（３）で述べた電極のインピーダンスが電流もしくは電圧に依存性を有するのと同様、皮膚などの生体組織の電気的特性も、電流もしくは電圧依存性を有する。一般的に、印加する電流値もしくは電圧値が小さく、かつ周波数が高ければ、この依存性は問題とはならず、皮膚の電気的特性は線形とみなせるが、周波数が低く、かつ電流値もしくは電圧値が大きいほど、非線形性が顕著になる。前記従来技術においては、この非線形性を考慮していない。また、この非線形性の程度については、測定対象、測定部位毎に非線形性が生ずる条件が異なることが知られている。よって、同一の印加電圧値もしくは電流値で測定した場合でも、測定箇所によっては著しい非線形性を有する場合もあり、測定結果の信頼性を保証することが難しくなる。

以上のように、前記従来の測定方法においては、測定上の問題が多く含まれており、測定結果の信頼性・再現性を十分保証できるものではないことを、本発明者は新たに見出した。

本発明は前記従来における問題点を可能な限り回避するもので、皮膚の電気的特性を十分考慮した測定手法により、信頼性・再現性のある皮膚通電測定装置を提供することを目的とする。

前記従来の問題点を解決するために、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、パルス状の電流を発生可能な電流発生部と、皮膚上の複数の異なる測定点上に配置される複数の不分極性の電極を備え、前記電流発生部からの出力電流を、前記複数の測定点に実質的に同時に（遅延させることなく）通電する電極系と、前記複数の測定点に通電された電流をそれぞれ検出する複数の電流検出器と、前記電流検出器により検出された電流と、前記電極系への通電によって前記複数の測定点の皮膚に生じた電圧を測定する測定部と、前記測定部により測定された電流と電圧との関係から、各測定点での電流の流れやすさを特徴づける特徴量を抽出する特徴量抽出部と、前記特徴量抽出部で生成された各測定点での特徴量を表示する表示部と、前記電流発生部、前記測定部、及び前記特徴量抽出部への制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ信頼性・再現性を十分保証可能な測定結果を得ることができる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記不分極性の電極が銀―塩化銀電極であることを特徴とする。

このような構成にすることで、測定結果に与える電極インピーダンスの影響を最小限することができる。また、不電極性の電極は、電解質を含むソリッドゲルもしくはペーストを有するものでもよい。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記電流発生部の発生する前記パルス状の電流が両極性のパルス電流であることを特徴とする。

このような構成にすることで、測定時の生体へのネットチャージをゼロにでき、電極や生体の特性に不可逆的な変化が生ずることを回避できる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置では、前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を個々の前記複数の測定点毎に異なる値に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、適切な刺激量を調節可能になり、少ない刺激量で効果的な刺激を生体に与えることが可能になる。

特に、前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を前記測定点の皮膚の電流依存性が認められない値に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、電極や生体の特性に不可逆的な変化が生ずることを回避できる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、皮膚の電気的等価回路が第１の抵抗とコンデンサの並列接続に第２の抵抗を直列に接続した回路であるであると仮定した場合の、前記第１の抵抗の抵抗値Ｒｐ、前記コンデンサの容量Ｃｐ、及び前記第２の抵抗の抵抗値Ｒｓの少なくともいずれか２つに関連することを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記抵抗値Ｒｓと以下の式（３）関係を有する電気伝導率Ｇであることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記容量Ｃｐと以下の式（４）関係を有する時定数τであることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より詳細で信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

前記制御部は、個々の前記特徴量抽出部で抽出された特徴量に応じて、前記電流発生部から出力される電流値を測定点毎に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、適切な刺激量を調節可能になり、少ない刺激量で効果的な刺激を生体に与えることが可能になる。

本発明は、前記の特徴を備えることにより、皮膚抵抗をより適切に評価することができ、より詳細で定量的で信頼性・再現性のある測定結果が得られる皮膚通電測定装置を提供可能になる。

本発明の第１の実施の形態における概略構成を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における皮膚通電測定装置の一部の詳細を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における皮膚通電測定装置の一部の詳細を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における通電電流波形と電圧波形の模式図。 電圧波形を部分的に拡大した模式図。 本発明の第２の実施の形態における特徴量の抽出動作を説明するための模式図。 従来技術の皮膚通電測定装置を示す模式図。 皮膚の電気的等価回路の模式図。 従来技術の問題点を説明するための模式図。 従来技術の問題点を説明するための電圧波形を示す模式図。 従来技術の問題点を説明するための電流波形を示す模式図。

符号の説明

１ 電流発生部
２a〜２i 電流検出器
３a〜３i 電流印加電極
４ 接地電極
５ 不関電極
６ 測定部
７ 特徴量抽出部
８ 表示部
２０ 制御部
１１a〜１１i 電流源
６１a〜６１i 差動増幅器、
６３a〜６３i，６８a〜６８i プログラマブルゲインアンプ
６４a〜６４i，６９a〜６９i ローパスフィルタ
６５a〜６５ｚ Ａ／Ｄ変換器
２０１ 握り導子
２０２ 可変直流電圧
２０３ 測定導子
２０４ 可変抵抗
２０６ 検出抵抗、
２０７ キャップ
２１０〜２１２ 制御信号

以下、本発明の実施の形態を図面を用いて説明する。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態の皮膚通電測定装置の概略構成を示すブロック図である。また、図２Ａ及び図２Ｂは、前記電流発生部１ならびに前記測定部６のより詳細な構成例を示すブロック図である。この皮膚通電測定装置は、電流発生部１、複数の電極３ａ〜３ｉ，４，５を含む電極系、電流検出器２ａ〜２ｉ、測定部６、特徴量検出部７、表示部８、及び制御部２０を備える。電流発生部１は少なくとも１つの電流源１〜ｎを備える。電流系は少なくとも１つの電流印加電極３ａ〜３ｉ、接地電極４、及び不関電極５を備える。測定部６は、電圧の測定及び電流測定値の処理のために、少なくとも１つの差動増幅器６１ａ〜６１ｉ、プログラマブルゲインアンプ６８ａ〜６８ｉ、のローパスフィルタ６９ａ〜６９ｉ、少なくとも１つの及びＡ／Ｄ変換器６５ａ〜６５ｉを備える。また、測定部６は、電流の測定及び電流測定値の処理のために、プログラマブルゲインアンプ７１ａ〜７１ｉ、ローパスフィルタ７２ａ〜７２ｉ、及びＡ／Ｄ変換器７０ａ〜７０ｉを備える。制御部２０は、電流発生部１、測定部６、特徴量抽出部７、及び表示部８への制御信号を生成する。

個々の電流印加電極３ａ〜３ｉは、電流発生部１の対応する電流源１〜ｎに接続されている。電流印加電極３ａ〜３ｉと電流源１〜ｎの間には電流検出器２ａ〜２ｉがそれぞれ介設されている。また、電流印加電極３ａ〜３ｉは測定部６の対応する差動増幅器６１ａ〜６１ｉに接続されている。電極系の不関電極５は、電流発生部１の差動増幅器６１ａ〜６１ｉに接続されている。

電流発生部１から発生された電流は、被検体の皮膚３０の各測定点（測定点1〜測定点ｎ）へ電流印加電極３a〜３ｉを通じて印加され、接地電極４へと流れていく。この通電によって生じた個々の電流印加電極３ａ〜３ｉと不関電極５との間の皮膚に生じた電圧降下を、前記接地電極４の電位を基準にして測定部６の差動増幅器６１ａ〜６１ｉにより測定する。このような電極系により測定する手法は３電極法と呼ばれ、電流印加電極３ａ〜３ｉの直下、つまり、測定点１〜測定点ｎの直下における皮膚インピーダンスを測定する。

ここで、図１に示してある電極３ａ〜３ｉ，４，５は全て不分極性の電極であり、例えば、Ａｇ−ＡｇＣｌ（銀−塩化銀）電極を使用する。こうすることで、電極インピーダンスＺｅと皮膚インピーダンスＺｓとの関係が常にＺｓ＞＞Ｚｅとなるので、測定される電流は常に皮膚インピーダンスＺｓの差異や変動に起因するものとなり、前記分極性電極を使用する従来技術と比較して皮膚抵抗を適切に評価できる。なお、本実施の形態では、不分極性電極を使用することで、Ｚｓ＞＞Ｚｅを満たし易いことから、不分極性電極の使用を前提として記述しているが、Ｚｓ＞＞Ｚｅを満たすのであれば、例えば、Ag（銀）など、比較的分極抵抗が小さい、分極性の電極を使用してもよい。また、皮膚３０への接触状態を良好に保つため、電極３ａ〜３ｉ，４，５と皮膚３０との間に、電解質を含んだソリッドゲルもしくはペーストを電極面積と同様の面積に加工し配置する。ここで、ペーストを用いた場合、含まれる水分によって、皮膚の電気的特性の経時変化が激しくなる恐れがあるので、ソリッドゲルがより好ましい。

電流発生部１の各電流源１１ａ〜１１ｉは各測定点へ通電する電流を発生する。ここで、各電流源１１ａ〜１１ｉから発生される両極性パルス電流の振幅、周期、繰り返し回数は制御部２０からの制御信号２１０により設定可能になっている。各電流源１１ａ〜１１ｉから各測定点へ通電する電流の電流値は、各測定部位の皮膚３０に電流依存性が認められない電流値となるように、個々の測定点について電流源１１ａ〜１１ｉから出力する電流の電流値が設定されている。電流依存性が認められない電流値を通電する手法は種々あるが、例えば簡易な手法としては以下のものがある。図２Ａの各電流源１１ａ〜１１ｉから通電するパルス電流値をゼロから徐々に上昇させていき、同時に測定部６にて、通電によって生じた電圧波形を測定する。測定された電圧波形を通電したパルス電流値にて割ったものを重ね書きすると、もし、電流依存性が認められないならば、パルス電流値が異なっても同一波形になる。そうならない場合の最低の電流値を検出し、その値の半分の電流値によって測定を行うことにする。これを各測定点に対して行う。

図３に前記両極性パルス電流波形ｉ（ｔ）と通電によって皮膚に生ずる電圧波形ｖ（ｔ）の模式図を示す。図３は、皮膚３０が前述の図４のような等価回路で表現されると考えた場合のものであり、通電開始、つまり正の方向への立ち上がり時刻をｔ１、正の方向から０への立下り時刻をｔ２、負の方向への立下り時刻をｔ３、負の方向から０への立ち上がり時刻をｔ４、通電終了時刻をｔ５パルスの振幅をＡ、パルス幅をＴｗ、パルス周期をＴとしている。なお、図３では、周期Ｔの両極性のパルス電流が１組通電される場合の模式図であるが、本発明はこれを限定するものではなく、図３のようなパルスを複数組通電するなどしても良い。

通電によって各測定点１〜ｎの皮膚３０に生じた電圧は各差動増幅器６１ａ〜６１ｉにより測定され、測定された各測定点１〜ｎの電圧は必要に応じて各プログラマブルゲインアンプ６３ａ〜６３ｉにより増幅され、各ローパスフィルタ６４ａ〜６４ｉにより不要な高周波成分が除去される。また、各測定点の皮膚に通電された電流は電流検出器２ａ〜２ｉにより測定されるが、後述する特徴量抽出部７での処理の簡略化を考慮すると、各測定点での電圧と同じ信号処理を、各測定点に通電した電流に対して行っておいた方が良い。そのため、差動増幅器６１ａ〜６１ｉと同様に、個々の電流検出器２ａ〜２ｉに対して、プログラマブルゲインアンプ７１ａ〜７１ｉとローパスフィルタ７２ａ〜７２ｉを設置している。ここで、各プログラマブルゲインアンプ６３ａ〜６３ｉ，６８ａ〜６８ｉの増幅率は制御部２０からの制御信号２１１、２１２によって制御可能にしておく。

なお、本発明は、測定された電流と電圧に対して行う信号処理の順序や手段を限定するものではなく、特徴量抽出部７において所望の特徴量が正確に行えるのであれば、信号処理の順序や手段は特に限定されない。

各測定点に印加した両極性のパルス電流波形ｉ（ｔ）と、各測定での電圧波形ｖ（ｔ）とは各Ａ／Ｄ変換器６５ａ〜６５ｉ，７０ａ〜７０ｉによってディジタル信号へと変換され、特徴量抽出部７へと送出される。

特徴量抽出部７では、各測定点の皮膚に通電されたパルス電流波形ｉ（ｔ）と、各測定点の皮膚の電圧波形ｖ（ｔ）とから、皮膚の電気的等価回路が単純な１次系（前述の図７に図示するような抵抗値Ｒｐの抵抗８０１と容量Ｃｐのコンデンサ８０２の並列接続回路に抵抗値Ｒｓの抵抗８０３が直列に接続された回路）であると仮定した場合の等価回路のパラメータである抵抗値Ｒｐ，Ｒｓと容量Ｃｐを推定する。図４に、図３の電圧波形の一部分（時刻ｔ１〜ｔ２）を拡大したものを示す。ここで、皮膚３０の電気的等価回路が図７のように表現されると仮定した場合、パルス電流の振幅をＩｃとすると測定される理想的な電圧波形Ｖｔ（ｔ）は、以下の式（５）で表現される。

上式の抵抗値Ｒｓに関しては、理想的にはｔ＝０における電圧値がＶｔ（０）＝Ｉｃ・Ｒｓと表現されることを利用して算出できる。しかし、一般的に抵抗値Ｒｓは抵抗値Ｒｐに比べ小さく、また、増幅器の整定時間が有限の値を持つことを考えると、ｖ（０）を正確に測定するのは難しい。従って、ｖ（０）を用いて抵抗値Ｒｓを正確に推定するのは現実的ではない。そこで、本実施形態においては、式（５）に基づいて、Levenberg-Marquardtアルゴリズム等の非線形最小２乗法を用いて、時刻ｔ＝０からｔ＝ｔ１において測定されたｖ（ｔ）をＶｔ（ｔ）にて近似し、得られたＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐを推定する。また、前記従来技術において使用されている指標である電気伝導率Ｇを算出するには、図７の等価回路のうち、抵抗成分のみを考えれば良く、特徴量抽出部７はＧ＝１／（Ｒｐ＋Ｒｓ）から電気伝導率Ｇを算出する。

なお、前記の説明では、推定に利用する時間をｔ＝ｔ１からｔ＝ｔ２としているが、本発明はそれを限定するものではなく、例えば、ｔ＝ｔ３からｔ＝ｔ４にするなど、前記等価回路のパラメータＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐの値を正確に推定できる範囲であればどのような時間的範囲を推定に使用しても良い。

以上のようにして前記特徴量抽出部７にて推定された前記等価回路のパラメータ値Ｒｓ，Ｒｐ，Ｃｐや前記特徴量Ｇは表示部８へと送出され、モニタなどの表示手段によって適宜表示される。

（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施の形態の概略構成を示すブロック図は図１と同一であり、第１の実施の形態と同じ構成要素については同じ符号用い、説明を省略する。本実施の形態が、第１の実施の形態と異なる点は、特徴量抽出部７において抽出する特徴量が前記等価回路の時定数τであることであり、その他の構成要素の動作などについては、説明を省略する。以下では、本実施例での特徴量抽出方法の具体的な内容について説明する。

第１の実施の形態では、各測定点の皮膚に通電された電流波形ｉ(t)と、各測定点の皮膚の電圧波形Ｖ(t)とから、皮膚の電気的等価回路が単純な１次系であると仮定した場合の等価回路の応答波形Ｖt(t)が理想的には式（５）で表現されることに基づいて、等価回路の３つのパラメータＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐを全て推定している。この結果を利用して、特徴量抽出部７が特徴量として時定数τをτ＝１／（Ｒｐ・Ｃｐ）という関係から計算し、表示部８に出力しても良い。しかし、本実施の形態では、以下に示すｖt(t)の時間微分波形に着目する。

この時間微分係数は式（５）より、以下の式（６）のように表現される。

ここで、式（６）の両辺を自然対数をとると、以下の式（７）が得られる。

ここで横軸を時間ｔ、縦軸を以下に示す前述のvt(t)の時間微分波形の自然対数とすると平面を考える。

この平面上では、式（７）は以下の傾きと切片を有する直線である。

従って、図５を参照すると、特徴量算出部７では、前記測定部６によって測定された電圧波形ｖ(t)の微分係数の自然対数をとり、この平面にプロットし、ｔ軸方向の直線の傾きを最小２乗法で推定し、推定された傾きの逆数の絶対値として時定数τを得る。この特徴量である時定数τは抵抗成分と容量成分の両者の情報を含んでいることから、より詳細な皮膚の電気的測定の差異が検出可能になる。

ここで、前記実施の形態１，２の説明では、皮膚の電気特性の測定にのみ言及したが、皮膚表面に配置した複数の電極はいわゆる表面刺激電極としても使用できる。例えば特徴量抽出部７にて抽出された各測定点１〜ｎでの特徴量が小さい程、その測定点は電流が流れ易いということであり、そのような部分はいわゆる経穴として捉えられている。そのような部分を効果的に刺激可能なように、特徴量を基に電流発生部１から出力される電流や、通電する電流印加電極３ａ〜３ｉを制御部２０にて選択するようにしても良い。こうすることで、初心者でも、効果的な経穴の刺激が可能になる。

なお、上述のように刺激をしている最中、もしくは、刺激後は、皮膚の電気的特性に電流依存性が認められるが、非線形インピーダンスを前記皮膚の電気的等価回路に用いることで、刺激中の皮膚の電気的特性を評価可能になるため、刺激をしながら、前記実施の形態１、２で説明したのと同様に、皮膚の電気的特性を特徴づける特徴量を抽出すれば、ほぼリアルタイムに刺激電流を変化させることが可能になるため、より効率の良い刺激を与えることが可能である。

以上のように、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記従来技術が有する問題点を可能な限り排除可能であり、前記従来技術に比べ、より詳細で定量的で信頼性・再現性のある測定結果が得られることから、医療分野にて人体の導電率を測定し、それを利用し経穴の位置を探したり、健康度などを評価するなど、皮膚の電気的特性の差異を非侵襲的かつ客観的に評価する差異に有用である。

本発明は、人体の電流の流れやすさを測定し、それを利用し経穴の位置を探したり、健康度などを評価する良導絡に使用する皮膚通電測定装置に関する。

従来、生体の特定箇所の電気伝導率を測定し、その結果に基づいて経穴の位置を探したり、健康度などを評価する良導絡に使用する皮膚通電測定装置に関する技術が提案されている（例えば、特許文献１、２など）。これらの従来技術は被検体の特定箇所の皮膚表面に配置された２つの金属電極間に直流電圧を印加し、その２つの電極間に流れた直流電流を測定することにより、特定箇所の直流での電気伝導度を測定するものである。「経穴」は東洋医学における治療点として存在しており、経穴に物理的な刺激（例えば、機械的、熱的、電気的な刺激）を与えることにより、除痛や自律神経系の調節を行う。経穴の多くは、周辺部位と比べ、皮膚の抵抗が低い部位として観測されることが多く、その皮膚抵抗低部位は「経絡（簡単にいうと、経穴を線で結んだもの）」に沿って分布することが知られている。つまり、皮膚抵抗低部位と経穴が等価であると捉え、又、そのような部位を皮膚通電測定装置で探索し、刺激をし、治療をするという行為を行うことが行われている。これらの行為は「良導絡自律神経調整法」と呼ばれている。本明細書も、皮膚抵抗低部位と経穴が等価であることを前提として記載している。

図６に特許文献１に記載の発明を実施した測定装置の概要を示す。握り導子２０１の電極は金属製の棒状部材であり、使用者はこの握り導子２０１を一方の手で握り、他方の手で測定導子２０３を握って測定を行う。測定導子２０３の先端にはコーン状のキャップ２０７があり、内部に金属製の電極部材（図示せず）が配置されている。測定時には測定導子２０３の電極部材と接触するように、キャップ２０７内に湿らせた綿を詰めて、当該綿を測定部位にあてる。その後、直流可変電圧源２０２からの直流電圧Ｅｃの印加により両手に握られた導子２０１，２０３間の生体に流れた直流通電を、検出抵抗２０６により電圧値へと変換する。なお、図６において符号２０４は電流調整用の可変抵抗で、符号２０８は平衡のためのコンデンサである。

特開２００３−６１９２６号公報 特開平９−７５４１９号公報

以下、従来の皮膚通電測定装置について本発明の発明者が行った詳細な検討について説明する。

図６の従来技術において、握り導子２０１及び測定導子２０３の電極の電気的等価回路と、皮膚の電気的等価回路は、単純に考えても図７のような抵抗値Ｒｐの抵抗８０１と容量Ｃｐのコンデンサ８０２の並列接続回路に抵抗値Ｒｓの抵抗８０３が直列に接続された回路となる。また、生体の深部組織の電気的等価回路は抵抗が直列に接続された形で表現されることが知られている。よって、図６の測定装置で測定した場合の等価回路は図８に示すような回路で表現される。

図８では、簡単のため、握り導子２０１の電極２０１ａと測定導子２０３の電極２０３ａが皮膚上のＡ点、Ｂ点に配置されている。測定導電子２０３の電極２０３ａの電気的等価回路は、抵抗３０１（抵抗値Ｒｅ１）とコンデンサ３０２（容量Ｃｅ１）の並列接続回路に抵抗３０３（抵抗値Ｒｅｓ１）を直列に接続してなる。同様に、握り導子２０１の電極２０１ａの電気的等価回路は、抵抗４０１（抵抗値Ｒｅ２）とコンデンサ４０２（容量Ｃｅ２）の並列接続回路に抵抗４０３（抵抗値Ｒｅｓ２）を直列に接続してなる。測定導子２０３と握り導子２０１の電極２０３ａ，２０１ａと接触する皮膚の電気的等価回路は、抵抗５０１，６０１（抵抗値Ｒｓ１，Ｒｓ２）とコンデンサ５０２，６０２（容量Ｃｓ１，Ｃｓ２）の並列接続回路に抵抗５０３，６０３（抵抗値Ｒ１，Ｒ２）を直列に接続してなる。深部組織の等価回路を構成する複数の直列に接続された抵抗７０３（抵抗５０３，６０３もこれらの抵抗７０３に直列に接続されている。）は抵抗値Ｒｉ（ｉ＝１〜Ｎ）を有する。電極２０１ａ，２０３ａ及びこれらの電極２０１ａ，３０１ａと接触する皮膚の等価回路のインピーダンスは、それぞれＺｅ１，Ｚｅ２，Ｚｓ１，Ｚｓ２とする。

図６の従来技術では、直流電圧Ｅｃを印加した際の直流電流Ｉｃを測定しており、図８の等価回路のうち、直流抵抗の部分のみに着目していることになる。つまり、以下の式（１）で表される直流電流Ｉｃを測定していることになる。

式（１）において、検出抵抗２０６の抵抗値Ｒｃと調整用の抵抗２０４の抵抗値Ｒｖａは既知の値である。従って、式（１）の電流Ｉｃを測定することは、抵抗２０６，２０４以外の抵抗部分が測定部位もしくは測定時刻によって異なることを検出していることと等価である。この従来の測定法では測定結果の信頼性ならびに再現性を十分保証できない。その理由は、主に下記の４つの理由によるものである。

（１）２電極法を用いた測定を行っている。
（２）皮膚の電気的等価回路のうち直流抵抗のみに着目している。
（３）分極性電極を使用している。
（４）皮膚抵抗の電圧もしくは電流依存性を考慮していない。

以下では、これらの理由（１）〜（４）について具体的に説明する。

まず、理由（１）については、上述のように測定された電流は、式（１）で表現される。抵抗値Ｒｃ，Ｒｖａは外部から調節可能な既知の値である。測定された前記電流の差異は、電極２０１ａ(Ｂ点)と電極２０３ａ(Ａ点)の間に存在する下記式（２）の差異に起因するものであり、純粋に前記２つの電極２０１ａ，２０３ａ間の皮膚抵抗に起因する電流値を測定していることにならない。

ここで、前記両電極２０１ａ，２０３ａのインピーダンスが生体のそれと比較して十分小さければ、つまり、図８においてＺｅ１＜＜Ｚｓ１かつＺｅ１＜＜Ｚｓ１、換言すれば、（Ｒｅ１＋Ｒｅｓ１）＜＜（Ｒｓ１＋Ｒ１）かつ（Ｒｅ２＋Ｒｅｓ２）＜＜（Ｒｓ２＋Ｒ２）を満たせば、皮膚抵抗を適切に評価できることになる。しかし、一般に、金属電極の電極インピーダンスは周波数が低いほど大きくなり、後述するような分極性の電極の場合は直流抵抗が極めて大きな値となることが知られている。従って、２電極法では皮膚抵抗を適切に評価できない。また、仮に電極インピーダンスが小さいと仮定しても、電極２０１ａ（Ｂ点）直下の皮膚の直流抵抗による差異なのか電極２０３ａ（Ａ点）直下の皮膚の直流抵抗による差異なのか区別することは不可能である。本来ならば、測定導子２０３の電極２０３ａ直下のＡ点における皮膚抵抗に起因する電流値の差異を測定したいにもかかわらず、前記両電極２０１ａ，２０３ａ直下のうちいずれの電極の直下の皮膚の直流抵抗に起因するかを明確に区別することができない。

理由（２）については、皮膚の電気的な等価回路が純粋な直流抵抗のみで表現されるならば、前記従来の測定装置で測定した場合の電流波形は図９Ｂの一点鎖線のようになり、電極を皮膚に接触させた直後から定常状態になる（図９Ａは印加される直流電圧Ｅｃの波形を示す）。しかし、一般には、皮膚の電気的等価回路は、前述したように抵抗５０１，６０１とコンデンサ５０２，６０２の並列接続で表現されるため、図９Ｂの実線に示したように、測定電流には過渡応答が含まれることになる。この過渡応答が消失し、定常状態になるには、皮膚の電気的等価回路が図７のような最も単純な回路で表現されると考えた場合でも、時定数τ（=Ｒｐ・Ｃｐ）の4倍（４τ）ほどの時間が必要となる。つまり、４τ以上経過するまでは、測定対象が同一特性を持っていても、測定電流値を読み取る時刻によって測定結果が異なってしまうことになる。また、生体の皮膚では、測定部位によって時定数τの値が大きく異なることが予想されるので、測定時間を統一して複数の部位の電流値の差異を測定しても、全ての測定点において測定電流が定常状態になっていることは保証できない。かといって、長時間待ってから電流値を測定すれば良いかというと、測定に時間がかかり不便であるし、同一方向の電圧、電流が長時間印加されることによって皮膚の電気的破壊、電極の電気分解の発生など、皮膚や電極の電気的特性に不可逆的に変化が生じてしまう。一方、時定数τが非常に小さく、測定開始直後に定常状態にあったとしても、実際に測定される電流波形はばらつくことがある。これは、皮膚上のある２点間に電極を配置して、その間の電圧を測定すると、自発的に数ｍＶから数１００ｍＶ不規則に変動する理由と同様の理由で、２つの電極と皮膚との界面でのイオン濃度差が一定ではないことに起因する。特に人の手掌は精神性発汗などによる皮膚―電極界面のイオン濃度差の変動が大きく、前記従来のような測定方法では、測定結果が不安定になってしまい、どの時刻の測定結果を採用するかに依存してしまうことになる。

理由（３）については、白金をはじめとする不活性な分極性電極では、表面での電荷の移動が起こりにくいため、その電圧−電流特性は著しい非線形性を有する。また、分極性電極ではその等価回路におけるコンデンサと並列接続された抵抗の抵抗値Ｒｐ（図８では抵抗３０１，４０１の抵抗値Ｒｅ１，Ｒｅ２）に相当する電極抵抗が非常に大きいため、使用する電極の材質、印加する電圧もしくは電流の値によっては図８のインピーダンスＺｅ１，Ｚｓ１ならびにＺｅ２，Ｚｓ２の大小関係がＺｅ１＞＞Ｚｓ１もしくはＺｅ２＞＞Ｚｓ２となる可能性もある。これは、分極性電極を使用した場合、皮膚の特性を測定しているのか、電極の特性による差異を測定しているのかが区別できないことを意味する。

理由（４）については、前記理由（３）で述べた電極のインピーダンスが電流もしくは電圧に依存性を有するのと同様、皮膚などの生体組織の電気的特性も、電流もしくは電圧依存性を有する。一般的に、印加する電流値もしくは電圧値が小さく、かつ周波数が高ければ、この依存性は問題とはならず、皮膚の電気的特性は線形とみなせるが、周波数が低く、かつ電流値もしくは電圧値が大きいほど、非線形性が顕著になる。前記従来技術においては、この非線形性を考慮していない。また、この非線形性の程度については、測定対象、測定部位毎に非線形性が生ずる条件が異なることが知られている。よって、同一の印加電圧値もしくは電流値で測定した場合でも、測定箇所によっては著しい非線形性を有する場合もあり、測定結果の信頼性を保証することが難しくなる。

以上のように、前記従来の測定方法においては、測定上の問題が多く含まれており、測定結果の信頼性・再現性を十分保証できるものではないことを、本発明者は新たに見出した。

本発明は前記従来における問題点を可能な限り回避するもので、皮膚の電気的特性を十分考慮した測定手法により、信頼性・再現性のある皮膚通電測定装置を提供することを目的とする。

前記従来の問題点を解決するために、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、パルス状の電流を発生可能な電流発生部と、皮膚上の複数の異なる測定点上に配置される複数の不分極性の電極を備え、前記電流発生部からの出力電流を、前記複数の測定点に実質的に同時に（遅延させることなく）通電する電極系と、前記複数の測定点に通電された電流をそれぞれ検出する複数の電流検出器と、前記電流検出器により検出された電流と、前記電極系への通電によって前記複数の測定点の皮膚に生じた電圧を測定する測定部と、前記測定部により測定された電流と電圧との関係から、各測定点での電流の流れやすさを特徴づける特徴量を抽出する特徴量抽出部と、前記特徴量抽出部で生成された各測定点での特徴量を表示する表示部と、前記電流発生部、前記測定部、及び前記特徴量抽出部への制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ信頼性・再現性を十分保証可能な測定結果を得ることができる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記不分極性の電極が銀―塩化銀電極であることを特徴とする。

このような構成にすることで、測定結果に与える電極インピーダンスの影響を最小限することができる。また、不電極性の電極は、電解質を含むソリッドゲルもしくはペーストを有するものでもよい。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記電流発生部の発生する前記パルス状の電流が両極性のパルス電流であることを特徴とする。

このような構成にすることで、測定時の生体へのネットチャージをゼロにでき、電極や生体の特性に不可逆的な変化が生ずることを回避できる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置では、前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を個々の前記複数の測定点毎に異なる値に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、適切な刺激量を調節可能になり、少ない刺激量で効果的な刺激を生体に与えることが可能になる。

特に、前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を前記測定点の皮膚の電流依存性が認められない値に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、電極や生体の特性に不可逆的な変化が生ずることを回避できる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、皮膚の電気的等価回路が第１の抵抗とコンデンサの並列接続に第２の抵抗を直列に接続した回路であるであると仮定した場合の、前記第１の抵抗の抵抗値Ｒｐ、前記コンデンサの容量Ｃｐ、及び前記第２の抵抗の抵抗値Ｒｓの少なくともいずれか２つに関連することを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記抵抗値Ｒｓと以下の式（３）関係を有する電気伝導率Ｇであることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

また、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記容量Ｃｐと以下の式（４）関係を有する時定数τであることを特徴とする。

このような構成にすることで、前記従来技術に比べ、より詳細で信頼性のある定量的な測定結果を提供可能になる。

前記制御部は、個々の前記特徴量抽出部で抽出された特徴量に応じて、前記電流発生部から出力される電流値を測定点毎に設定することが好ましい。

このような構成にすることで、適切な刺激量を調節可能になり、少ない刺激量で効果的な刺激を生体に与えることが可能になる。

本発明は、前記の特徴を備えることにより、皮膚抵抗をより適切に評価することができ、より詳細で定量的で信頼性・再現性のある測定結果が得られる皮膚通電測定装置を提供可能になる。

以下、本発明の実施の形態を図面を用いて説明する。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態の皮膚通電測定装置の概略構成を示すブロック図である。また、図２Ａ及び図２Ｂは、前記電流発生部１ならびに前記測定部６のより詳細な構成例を示すブロック図である。この皮膚通電測定装置は、電流発生部１、複数の電極３ａ〜３ｉ，４，５を含む電極系、電流検出器２ａ〜２ｉ、測定部６、特徴量検出部７、表示部８、及び制御部２０を備える。電流発生部１は少なくとも１つの電流源１〜ｎを備える。電流系は少なくとも１つの電流印加電極３ａ〜３ｉ、接地電極４、及び不関電極５を備える。測定部６は、電圧の測定及び電圧測定値の処理のために、少なくとも１つの差動増幅器６１ａ〜６１ｉ、プログラマブルゲインアンプ６８ａ〜６８ｉ、ローパスフィルタ６９ａ〜６９ｉ、Ａ／Ｄ変換器６５ａ〜６５ｉを備える。また、測定部６は、電流の測定及び電流測定値の処理のために、プログラマブルゲインアンプ７１ａ〜７１ｉ、ローパスフィルタ７２ａ〜７２ｉ、及びＡ／Ｄ変換器７０ａ〜７０ｉを備える。制御部２０は、電流発生部１、測定部６、特徴量抽出部７、及び表示部８への制御信号を生成する。

個々の電流印加電極３ａ〜３ｉは、電流発生部１の対応する電流源１〜ｎに接続されている。電流印加電極３ａ〜３ｉと電流源１〜ｎの間には電流検出器２ａ〜２ｉがそれぞれ介設されている。また、電流印加電極３ａ〜３ｉは測定部６の対応する差動増幅器６１ａ〜６１ｉに接続されている。電極系の不関電極５は、電流発生部１の差動増幅器６１ａ〜６１ｉに接続されている。

電流発生部１から発生された電流は、被検体の皮膚３０の各測定点（測定点1〜測定点ｎ）へ電流印加電極３a〜３ｉを通じて印加され、接地電極４へと流れていく。この通電によって生じた個々の電流印加電極３ａ〜３ｉと不関電極５との間の皮膚に生じた電圧降下を、前記接地電極４の電位を基準にして測定部６の差動増幅器６１ａ〜６１ｉにより測定する。このような電極系により測定する手法は３電極法と呼ばれ、電流印加電極３ａ〜３ｉの直下、つまり、測定点１〜測定点ｎの直下における皮膚インピーダンスを測定する。

ここで、図１に示してある電極３ａ〜３ｉ，４，５は全て不分極性の電極であり、例えば、Ａｇ−ＡｇＣｌ（銀−塩化銀）電極を使用する。こうすることで、電極インピーダンスＺｅと皮膚インピーダンスＺｓとの関係が常にＺｓ＞＞Ｚｅとなるので、測定される電流は常に皮膚インピーダンスＺｓの差異や変動に起因するものとなり、前記分極性電極を使用する従来技術と比較して皮膚抵抗を適切に評価できる。なお、本実施の形態では、不分極性電極を使用することで、Ｚｓ＞＞Ｚｅを満たし易いことから、不分極性電極の使用を前提として記述しているが、Ｚｓ＞＞Ｚｅを満たすのであれば、例えば、Ag（銀）など、比較的分極抵抗が小さい、分極性の電極を使用してもよい。また、皮膚３０への接触状態を良好に保つため、電極３ａ〜３ｉ，４，５と皮膚３０との間に、電解質を含んだソリッドゲルもしくはペーストを電極面積と同様の面積に加工し配置する。ここで、ペーストを用いた場合、含まれる水分によって、皮膚の電気的特性の経時変化が激しくなる恐れがあるので、ソリッドゲルがより好ましい。

電流発生部１の各電流源１１ａ〜１１ｉは各測定点へ通電する電流を発生する。ここで、各電流源１１ａ〜１１ｉから発生される両極性パルス電流の振幅、周期、繰り返し回数は制御部２０からの制御信号２１０により設定可能になっている。各電流源１１ａ〜１１ｉから各測定点へ通電する電流の電流値は、各測定部位の皮膚３０に電流依存性が認められない電流値となるように、個々の測定点について電流源１１ａ〜１１ｉから出力する電流の電流値が設定されている。電流依存性が認められない電流値を通電する手法は種々あるが、例えば簡易な手法としては以下のものがある。図２Ａの各電流源１１ａ〜１１ｉから通電するパルス電流値をゼロから徐々に上昇させていき、同時に測定部６にて、通電によって生じた電圧波形を測定する。測定された電圧波形を通電したパルス電流値にて割ったものを重ね書きすると、もし、電流依存性が認められないならば、パルス電流値が異なっても同一波形になる。そうならない場合の最低の電流値を検出し、その値の半分の電流値によって測定を行うことにする。これを各測定点に対して行う。

図３に前記両極性パルス電流波形ｉ（ｔ）と通電によって皮膚に生ずる電圧波形ｖ（ｔ）の模式図を示す。図３は、皮膚３０が前述の図７のような等価回路で表現されると考えた場合のものであり、通電開始、つまり正の方向への立ち上がり時刻をｔ１、正の方向から０への立下り時刻をｔ２、負の方向への立下り時刻をｔ３、負の方向から０への立ち上がり時刻をｔ４、通電終了時刻をｔ５パルスの振幅をＡ、パルス幅をＴｗ、パルス周期をＴとしている。なお、図３では、周期Ｔの両極性のパルス電流が１組通電される場合の模式図であるが、本発明はこれを限定するものではなく、図３のようなパルスを複数組通電するなどしても良い。

通電によって各測定点１〜ｎの皮膚３０に生じた電圧は各差動増幅器６１ａ〜６１ｉにより測定され、測定された各測定点１〜ｎの電圧は必要に応じて各プログラマブルゲインアンプ６８ａ〜６８ｉにより増幅され、各ローパスフィルタ６９ａ〜６９ｉにより不要な高周波成分が除去される。また、各測定点の皮膚に通電された電流は電流検出器２ａ〜２ｉにより測定されるが、後述する特徴量抽出部７での処理の簡略化を考慮すると、各測定点での電圧と同じ信号処理を、各測定点に通電した電流に対して行っておいた方が良い。そのため、差動増幅器６１ａ〜６１ｉと同様に、個々の電流検出器２ａ〜２ｉに対して、プログラマブルゲインアンプ７１ａ〜７１ｉとローパスフィルタ７２ａ〜７２ｉを設置している。ここで、各プログラマブルゲインアンプ７１ａ〜７１ｉ，６８ａ〜６８ｉの増幅率は制御部２０からの制御信号２１１、２１２によって制御可能にしておく。

なお、本発明は、測定された電流と電圧に対して行う信号処理の順序や手段を限定するものではなく、特徴量抽出部７において所望の特徴量が正確に行えるのであれば、信号処理の順序や手段は特に限定されない。

各測定点に印加した両極性のパルス電流波形ｉ（ｔ）と、各測定での電圧波形ｖ（ｔ）とは各Ａ／Ｄ変換器６５ａ〜６５ｉ，７０ａ〜７０ｉによってディジタル信号へと変換され、特徴量抽出部７へと送出される。

特徴量抽出部７では、各測定点の皮膚に通電されたパルス電流波形ｉ（ｔ）と、各測定点の皮膚の電圧波形ｖ（ｔ）とから、皮膚の電気的等価回路が単純な１次系（前述の図７に図示するような抵抗値Ｒｐの抵抗８０１と容量Ｃｐのコンデンサ８０２の並列接続回路に抵抗値Ｒｓの抵抗８０３が直列に接続された回路）であると仮定した場合の等価回路のパラメータである抵抗値Ｒｐ，Ｒｓと容量Ｃｐを推定する。図４に、図３の電圧波形の一部分（時刻ｔ１〜ｔ２）を拡大したものを示す。ここで、皮膚３０の電気的等価回路が図７のように表現されると仮定した場合、パルス電流の振幅をＩｃとすると測定される理想的な電圧波形Ｖｔ（ｔ）は、以下の式（５）で表現される。

上式の抵抗値Ｒｓに関しては、理想的にはｔ＝０における電圧値がＶｔ（０）＝Ｉｃ・Ｒｓと表現されることを利用して算出できる。しかし、一般的に抵抗値Ｒｓは抵抗値Ｒｐに比べ小さく、また、増幅器の整定時間が有限の値を持つことを考えると、ｖ（０）を正確に測定するのは難しい。従って、ｖ（０）を用いて抵抗値Ｒｓを正確に推定するのは現実的ではない。そこで、本実施形態においては、式（５）に基づいて、Levenberg-Marquardtアルゴリズム等の非線形最小２乗法を用いて、時刻ｔ＝０からｔ＝ｔ１において測定されたｖ（ｔ）をＶｔ（ｔ）にて近似し、得られたＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐを推定する。また、前記従来技術において使用されている指標である電気伝導率Ｇを算出するには、図７の等価回路のうち、抵抗成分のみを考えれば良く、特徴量抽出部７はＧ＝１／（Ｒｐ＋Ｒｓ）から電気伝導率Ｇを算出する。

なお、前記の説明では、推定に利用する時間をｔ＝ｔ１からｔ＝ｔ２としているが、本発明はそれを限定するものではなく、例えば、ｔ＝ｔ３からｔ＝ｔ４にするなど、前記等価回路のパラメータＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐの値を正確に推定できる範囲であればどのような時間的範囲を推定に使用しても良い。

以上のようにして前記特徴量抽出部７にて推定された前記等価回路のパラメータ値Ｒｓ，Ｒｐ，Ｃｐや前記特徴量Ｇは表示部８へと送出され、モニタなどの表示手段によって適宜表示される。

（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施の形態の概略構成を示すブロック図は図１と同一であり、第１の実施の形態と同じ構成要素については同じ符号用い、説明を省略する。本実施の形態が、第１の実施の形態と異なる点は、特徴量抽出部７において抽出する特徴量が前記等価回路の時定数τであることであり、その他の構成要素の動作などについては、説明を省略する。以下では、本実施例での特徴量抽出方法の具体的な内容について説明する。

第１の実施の形態では、各測定点の皮膚に通電された電流波形ｉ(t)と、各測定点の皮膚の電圧波形Ｖ(t)とから、皮膚の電気的等価回路が単純な１次系であると仮定した場合の等価回路の応答波形Ｖt(t)が理想的には式（５）で表現されることに基づいて、等価回路の３つのパラメータＲｓ，Ｒｐ，Ｃｐを全て推定している。この結果を利用して、特徴量抽出部７が特徴量として時定数τをτ＝１／（Ｒｐ・Ｃｐ）という関係から計算し、表示部８に出力しても良い。しかし、本実施の形態では、以下に示すｖt(t)の時間微分波形に着目する。

この時間微分係数は式（５）より、以下の式（６）のように表現される。

ここで、式（６）の両辺を自然対数をとると、以下の式（７）が得られる。

ここで横軸を時間ｔ、縦軸を以下に示す前述のvt(t)の時間微分波形の自然対数とすると平面を考える。

この平面上では、式（７）は以下の傾きと切片を有する直線である。

従って、図５を参照すると、特徴量算出部７では、前記測定部６によって測定された電圧波形ｖ(t)の微分係数の自然対数をとり、この平面にプロットし、ｔ軸方向の直線の傾きを最小２乗法で推定し、推定された傾きの逆数の絶対値として時定数τを得る。この特徴量である時定数τは抵抗成分と容量成分の両者の情報を含んでいることから、より詳細な皮膚の電気的測定の差異が検出可能になる。

ここで、前記実施の形態１，２の説明では、皮膚の電気特性の測定にのみ言及したが、皮膚表面に配置した複数の電極はいわゆる表面刺激電極としても使用できる。例えば特徴量抽出部７にて抽出された各測定点１〜ｎでの特徴量が小さい程、その測定点は電流が流れ易いということであり、そのような部分はいわゆる経穴として捉えられている。そのような部分を効果的に刺激可能なように、特徴量を基に電流発生部１から出力される電流や、通電する電流印加電極３ａ〜３ｉを制御部２０にて選択するようにしても良い。こうすることで、初心者でも、効果的な経穴の刺激が可能になる。

なお、上述のように刺激をしている最中、もしくは、刺激後は、皮膚の電気的特性に電流依存性が認められるが、非線形インピーダンスを前記皮膚の電気的等価回路に用いることで、刺激中の皮膚の電気的特性を評価可能になるため、刺激をしながら、前記実施の形態１、２で説明したのと同様に、皮膚の電気的特性を特徴づける特徴量を抽出すれば、ほぼリアルタイムに刺激電流を変化させることが可能になるため、より効率の良い刺激を与えることが可能である。

以上のように、本発明に係わる皮膚通電測定装置は、前記従来技術が有する問題点を可能な限り排除可能であり、前記従来技術に比べ、より詳細で定量的で信頼性・再現性のある測定結果が得られることから、医療分野にて人体の導電率を測定し、それを利用し経穴の位置を探したり、健康度などを評価するなど、皮膚の電気的特性の差異を非侵襲的かつ客観的に評価する差異に有用である。

本発明の第１の実施の形態における概略構成を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における皮膚通電測定装置の一部の詳細を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における皮膚通電測定装置の一部の詳細を示すブロック図。 本発明の第１の実施の形態における通電電流波形と電圧波形の模式図。 電圧波形を部分的に拡大した模式図。 本発明の第２の実施の形態における特徴量の抽出動作を説明するための模式図。 従来技術の皮膚通電測定装置を示す模式図。 皮膚の電気的等価回路の模式図。 従来技術の問題点を説明するための模式図。 従来技術の問題点を説明するための電圧波形を示す模式図。 従来技術の問題点を説明するための電流波形を示す模式図。

１ 電流発生部
２a〜２i 電流検出器
３a〜３i 電流印加電極
４ 接地電極
５ 不関電極
６ 測定部
７ 特徴量抽出部
８ 表示部
２０ 制御部
１１a〜１１i 電流源
６１a〜６１i 差動増幅器、
６３a〜６３i，６８a〜６８i プログラマブルゲインアンプ
６４a〜６４i，６９a〜６９i ローパスフィルタ
６５a〜６５ｚ Ａ／Ｄ変換器
２０１ 握り導子
２０２ 可変直流電圧
２０３ 測定導子
２０４ 可変抵抗
２０６ 検出抵抗、
２０７ キャップ
２１０〜２１２ 制御信号

Claims (9)

1. パルス状の電流を発生可能な電流発生部と、
   皮膚上の複数の異なる測定点上に配置される複数の不分極性の電極を備え、前記電流発生部からの出力電流を、前記複数の測定点に実質的に同時に通電する電極系と、
   前記複数の測定点に通電された電流をそれぞれ検出する複数の電流検出器と、
   前記電流検出器により検出された電流と、前記電極系への通電によって前記複数の測定点の皮膚に生じた電圧を測定する測定部と、
   前記測定部により測定された電流と電圧との関係から、各測定点での電流の流れやすさを特徴づける特徴量を抽出する特徴量抽出部と、
   前記特徴量抽出部で生成された各測定点での特徴量を表示する表示部と、
   前記電流発生部、前記測定部、及び前記特徴量抽出部への制御信号を生成する制御部と
   を備えることを特徴とする皮膚通電測定装置。
2. 前記不分極性の電極が銀―塩化銀電極であることを特徴とする請求項１に記載の皮膚通電測定装置。
3. 前記電流発生部の発生する前記パルス状の電流が両極性のパルス電流であることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の皮膚通電測定装置。
4. 前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を個々の前記複数の測定点毎に異なる値に設定することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の皮膚通電測定装置。
5. 前記制御部は、前記電流発生部から出力される電流の電流値を前記測定点の皮膚の電流依存性が認められない値に設定することを特徴とする請求項４に記載の皮膚通電制御部。
6. 前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、皮膚の電気的等価回路が第１の抵抗とコンデンサの並列接続に第２の抵抗を直列に接続した回路であるであると仮定した場合の、前記第１の抵抗の抵抗値Ｒｐ、前記コンデンサの容量Ｃｐ、及び前記第２の抵抗の抵抗値Ｒｓの少なくともいずれか２つに関連することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の皮膚通電測定装置。
7. 前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記抵抗値Ｒｓと以下の関係を有する電気伝導率Ｇであることを特徴とする請求項６に記載の皮膚通電測定装置。
   

   
8. 前記特徴量抽出部で抽出される特徴量は、前記抵抗値Ｒｐ及び前記容量Ｃｐと以下の関係を有する時定数τであることを特徴とする請求項６に記載の皮膚通電測定装置。
   

   
9. 前記制御部は、個々の前記特徴量抽出部で抽出された特徴量に応じて、前記電流発生部から出力される電流値を測定点毎に設定することを特徴とする、請求項４から請求項８のいずれか１項に記載の皮膚通電測定装置。

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