KR20060069476A - 측정 장치 및 그 방법 - Google Patents

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Abstract

본 발명의 과제는 측정 대상의 내측에 있어서의 상황을 보다 정확하게 파악시킬 수 있도록 하는 것이다. 본 발명은 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단과, 상기 발생에 의해 인체에 인가되는 준 정전계와, 상기 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단과, 이 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하는 추출 수단을 마련하도록 하였다.
측정 장치, 교번 전압 출력원, 절연 시트, 전계 발생용 전극, 출력 조정부

Description

측정 장치 및 그 방법 {MEASURING DEVICE AND MEASURING METHOD}
본 발명은 측정 장치 및 그 방법에 관한 것으로, 예를 들어 측정 대상의 내측을 비침습적으로 측정하는 경우에 적용하는 데 적합한 것이다.
종래, 측정 대상으로서 인체를 측정하는 경우에 상기 인체의 내측을 비침습적으로 측정하는 측정 수법으로서, 예를 들어 X선 촬영법, X선 CT(Computed Tomography), MRI(Magnetic Resonance Imaging), 초음파 에코법, 도플러법(예를 들어 특허 문헌 1 참조), 유전 분광법(예를 들어 특허 문헌 2 참조), NIRS(near-infrared spectroscopy)라 불리는 근적외선 분광법(예를 들어 비특허 문헌 1 참조) 등이 있다.
[특허 문헌 1] 일본 특허 공고 평6-53117호 공보
[특허 문헌 2] 일본 특허 제3367279호 공보
[비특허 문헌 1]「근적외선 분광법을 이용한 간헐성 파행의 평가」 도다 히로미쯔 외, 일본 혈관 외과 학회지, 1998, Vol.7, No.3, pp.475 내지 487.
그런데 이러한 X선 촬영법 및 X선 CT에서는 방사선을 이용하기 때문에 적지 않게 피폭할 뿐만 아니라 시간적 및 환경적인 제약을 받는 문제가 있다. 또한 X선 CT에서는 혈류 등을 측정하는 경우에는 조영제 등을 별도 주입할 필요가 있고, 상 기 조영제에 의해 혈류 분포를 판별할 수 있지만, 예를 들어 신경의 활동 전위(이하, 이를 신경 활동 전위라 부름) 자체를 측정할 수 없다. 이 신경 활동 전위는 신경계의 기본 세포가 되는 뉴런의 자극에 의해, 상기 뉴런의 막 내외에 있어서 생기는 일과성의 전위 변화(약 ＋20 [mV])이다. 또한 신경 활동 전위는 축색을 따라 축색 말단부로 감쇠하지 않고 전달되고, 또한 시냅스를 통하여 다음 뉴런에 대한 자극이 된다(이하, 이 신경 활동 전위의 흐름을 신경류라 부름).
MRI는 생체 조직 내의 물의 핵자기 공명을 이용하여 생체 조직 내의 수분자의 분포를 정적으로 측정하기 때문에, 조직 내의 신경 활동 전위나 신경류 등의 전기 현상이나 혈류 등을 측정하기 위해서는, 상기 수분자의 분포를 기초로 하여 전기 현상이나 혈류 등을 유도하기 위한 알고리즘을 필요로 하므로 곤란해진다.
초음파 에코법은 분해능이 낮고, 조직 표면에서 반사되기 때문에 조직 심부에 이르는 균질의 단층 촬영에는 부적합하다. 또한 초음파 에코법은, 예를 들어 자궁을 촬영하는 경우, 방광에 뇨를 저장하면 방광벽의 폐해 등에 의해 선명한 단층상을 얻을 수 없기 때문에 방광에 뇨를 저장하는 일정한 제약을 측정자에게 강요하게 된다. 또한 이 초음파 에코법으로도 신경 활동 전위 자체는 측정할 수 없다.
유전 분광법은 MRI에 비해 조직 내의 수분자의 결합 상태(자유수, 준결합수 및 결합수의 상태)에 의해 조직을 식별할 수 있지만, 장시간에 걸쳐 계속해서 혈류 등을 측정하는 것은 곤란하고, 또한 전기 길이의 제어나 생체에 전극을 공극이나 움직임이 생기지 않도록 인체 표면에 고정할 필요가 있어 번잡하였다. 또한 이 유전 분광법으로도 신경 활동 전위 자체는 측정할 수 없다.
도플러법은, 예를 들어 레이저광을 혈관에 조사하여 혈류에 의한 도플러 시프트를 측정하지만, 개별로 혈관의 핀 포인트에 있어서 혈류를 측정하는 방법이며, 넓은 면적의 혈관이나 혈류 분포를 얻는 것은 곤란하다. 또한 이 도플러법으로도 신경 활동 전위 자체는 측정할 수 없다.
근적외선 분광법은, 최근 널리 인지되도록 되어 온 수법이며, 근적외선 대역의 특정 파장의 광이 생체 조직에 거의 흡수되지 않고 투과하는 것, 선택적으로 탈산소화 헤모글로빈(정맥혈)에 특이적으로 흡수되는 것을 이용하여 투과나 반사에 의해 생체 조직의 혈류 분포 등을 비침습적으로 측정한다. 근적외선은 높은 투과도를 갖고 있지만 생체 내에서의 산란 및 굴절 등에 의해 실제로는 X선과 같은 단순한 투과는 하기 않기 때문에, 이 근적외선 분광법에 따르면, 비정맥이나 망막 등과 같이 광학적으로 천재(淺在) 및 노출되는 부분을 제외한 체조직 내의 조영은 매우 복잡하게 산란되므로 측정이 곤란해진다.
또한 근적외선 분광법은 탈산소화 헤모글로빈(정맥혈)의 측정을 주목적으로 하고 있기 때문에 산소화 헤모글로빈(동맥)을 측정하는 것은 어렵다. 즉 이 경우의 근적외선 분광법에서는 미리 대상이 되는 생체 조직의 산란 모델을 세우는 등의 복잡한 추측 알고리즘을 필요로 하고 있었기 때문에 번잡한 동시에 정밀도적으로도 불안하였다. 또한 이 근적외선 분광법으로도 신경 활동 전위 자체는 측정할 수 없다.
한편, 신경 활동 전위에 기인하여 발생하는 자계를 측정하는 뇌자도 등의 수법이 있다. 이 수법은 신경 활동 전위 등의 생체 활동에 수반하여 생체 내에 이온 전류가 흐르면, 그 이온 전류도 전선의 주위를 흐르는 전류와 마찬가지로 하여 주위에 자기장을 유기한다. 이 자기장을 고정밀도의 자계 센서를 이용하여 포착함으로써 신경 활동 전위의 상태를 비침습적으로 측정하는 것이다. 그러나, 이 수법에서는 대뇌 신피질의 2차원적 분포의 신경 활동 전위를 측정하는 데에는 적합하지만, 3차원적으로 피질 하의 상태를 얻는 등의 심도 방향의 제어는 곤란하며 표면적인 활동을 얻는 데 머무르고 있었다. 또한, 이 수법으로는 동일 수단에 의해 혈류를 동시에 측정하는 것은 곤란해지기 때문에 MRI 등을 병용할 필요가 있다.
한편, 신경 세포나 다른 세포의 전위 측정 수법으로서 전압 고정법(volt-age-clamp method)의 일종인 패치 클램프법이 알려져 있다. 이 패치 클램프법은 광학 현미경 하에서 세포막에 유리제 마이크로 피펫을 대고, 채널 전류로부터 목적인 이온 채널의 개폐 상태를 조사하는 수법이다. 따라서 이 패치 클램프법에서는 세포막까지 마이크로 피펫을 접촉시킬 필요가 있는 동시에, 그 제어를 광학 현미경 하에 있어서 행할 필요가 있을 뿐만 아니라 조직의 절개 등도 필요하여 비침습 및 비접촉에 의한 측정 수법이 요구되고 있다. 또한 이 패치 클램프법에서는 당연히 혈류 등을 측정하는 것은 할 수 없다.
이와 같이, 종래에서는 혈류 혹은 신경 활동 전위 등의 다른 생체 반응을 동시에 측정하는 측정 방법은 존재하고 있지 않았다. 이로 인해, 인체의 내측에 있어서의 많은 정보를 동시에 얻는 데에는 아직 충분하지 않았다.
본 발명은 이상의 점을 고려하여 이루어진 것으로, 측정 대상의 내측에 있어서의 상황을 보다 정확하게 파악시킬 수 있는 측정 장치 및 그 방법을 제안하고자 하는 것이다.
이러한 과제를 해결하기 위해 본 발명에 있어서는, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단과, 상기 준 정전계 발생 수단으로부터 발생되어 측정 대상에 인가되는 준 정전계와, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단과, 상기 준 정전계 검출 수단에 의해 검출된 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하는 추출 수단을 마련하도록 하였다.
또한 본 발명에 있어서는, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 스텝과, 상기 준 정전계 발생 스텝에서 발생되어 측정 대상에 인가되는 준 정전계와, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 스텝과, 상기 준 정전계 검출 스텝에서 검출된 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하는 추출 스텝을 마련하도록 하였다.
본 발명은 소정의 측정 대상을 측정하는 측정 장치에 있어서, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단과, 상기 준 정전계 발생 수단으로부터 발생되어 측정 대상에 인가되는 준 정전계와, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단과, 상기 준 정전계 검출 수단에 의해 검출된 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하는 추출 수단을 마련하도록 함으로써, 다른 동적 반응을 동시에 측정할 수 있기 때문에 측정 대상의 내측에 있어서의 많은 정보를 동시에 얻을 수 있다.
또한 본 발명은 소정의 측정 대상을 측정하는 측정 방법에 있어서, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 스텝과, 상기 준 정전계 발생 스텝에서 발생되어 측정 대상에 인가되는 준 정전계와, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 스텝과, 상기 준 정전계 검출 스텝에서 검출된 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하는 추출 스텝을 마련하도록 함으로써, 다른 동적 반응을 동시에 얻을 수 있기 때문에 측정 대상의 내측에 있어서의 많은 정보를 동시에 얻을 수 있다.
도1은 제1 시뮬레이션 결과를 나타내는 대략 선도이다.
도2는 제2 시뮬레이션 결과를 나타내는 대략 선도이다.
도3은 제3 시뮬레이션 결과를 나타내는 대략 선도이다.
도4는 거리에 따른 각 전계의 상대적인 강도 변화(1 [㎒])를 나타내는 대략 선도이다.
도5는 거리에 따른 각 전계의 상대적인 강도 변화(10 [㎒])를 나타내는 대략 선도이다.
도6은 제1 준 정전계 스케일을 나타내는 대략 선도이다.
도7은 제2 준 정전계 스케일을 나타내는 대략 선도이다.
도8은 본 실시 형태에 의한 측정 장치의 구성을 도시하는 대략 선적 블럭도이다.
도9는 면 측정용 전극의 구성을 도시하는 대략 선도이다.
도10은 면 측정용 전극의 배치 상태를 도시하는 대략 선도이다.
도11은 측정 처리 순서를 나타내는 흐름도이다.
도12는 다른 실시 형태에 의한 측정 장치의 구성을 도시하는 대략 선적 블럭도이다.
도13은 다른 실시 형태에 의한 측정의 모양을 도시하는 대략 선도이다.
이하 도면에 대해 본 발명을 상세하게 서술한다.
본 발명은 일상 우리들이 정전기를 체감하는 경험적 사실로부터도 시사되는 바와 같이 인체가 정전적 도체인 것, 인체의 내측에 갖는 각종 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계가 형성되어 있는 것, 준 정전계가 거리에 대해 높은 분해능을 갖는 것을 이용하여 인체의 내측을 측정하는 것이다. 우선, 이 측정 수법의 시뮬레이션 결과를 도1 내지 도3에 나타낸다.
(1) 시뮬레이션 결과
이들 도1 내지 도3은 전계를 발생하기 위한 2개의 전극(EDa, EDb)을 인체 외부의 근방에 배치하고, 상기 각 전극(ED)으로부터 전압을 인가하여 준 정전계를 발생시켰을 때의 시뮬레이션 결과이다. 단, 이 시뮬레이션에서는 인체의 비유전률이 똑같이 50인 것으로 가정하여 취급하였다.
도1은 전극(EDa)에 인가되는 전압이 1 [V], 또한 전극(EDa)에 인가되는 전압이 －1 [V]가 된 시점에 있어서, 상기 각 전극(ED)으로부터 발생되는 준 정전계의 가깝게 혈관이 존재하지 않았던 경우의 상태를 단면으로 도시하고 있다. 본 도1에 있어서, 전위가 0 [V]가 되는 등전위면은 전극(EDa)과 전극(EDb)의 중간에 생기고 있고, 상기 각 전극(ED)으로부터 발생하는 전계의 패턴은 동등한 것을 알았다.
한편, 도2는 전극(EDa)에 인가되는 전압이 1 [V], 또한 전극(EDb)에 인가되는 전압이 －1 [V]가 된 시점에 있어서, 상기 각 전극(ED)으로부터 발생되는 준 정전계의 가까운 혈관이 존재하는 경우의 상태를 단면으로 도시하고 있다. 단, 혈관은 1 [㎐] 내지 2 [㎐]로 박동하고, 상기 박동에 따라서 혈관벽과 혈액의 계면에 0.6 [V]의 전위(전기 이중층 계면 전위라 불림)가 형성되어 있는 것을 상정하고 있다. 본 도2에 있어서, 도1의 시뮬레이션 결과에 비해 등전위면은 전극(EDb)으로부터 변화하고, 또한 전계의 패턴도 각각 변화하고 있는 것을 알았다. 이 변화는 인체 내부에 있어서 각 전극(ED)의 부근에 플러스의 전위(전계)가 존재하고, 상기 전위와, 각 전극(ED)으로부터 발생되는 준 정전계와의 상호 작용 결과인 것을 의미한다.
또한 도3은 도2에 있어서 각 전극(ED)에 인가되어 있던 전압이 상반된 시점{즉 전극(EDa)의 전압이 －1 [V], 또한 전극(EDb)의 전압이 1 [V]가 된 시점}에서의 상태를 단면으로 도시하고 있다. 본 도3에 있어서도, 도2의 시뮬레이션 결과와 마찬가지로 등전위면은 전극(EDb)에 의해 생기고 있는 것을 알았다. 이는 도2의 시뮬레이션 결과와 마찬가지로, 인체 내부에 있어서 각 전극(ED)의 부근에 존재하는 플러스의 전위(전계)와, 각 전극(ED)으로부터 발생되는 준 정전계와의 상호 작용 결과인 것을 의미한다.
이들 도1 내지 도3에 나타내는 시뮬레이션 결과로부터, 이러한 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단을 상기 전극(ED) 부근에 설치하면, 상기 검출 결과로부터 생체 반응의 전위 변화를 비접촉으로 측정할 수 있게 된다.
또한, 이러한 준 정전계의 강도는 전계 발생원[전극(EDa, EDb)]으로부터의 거리의 3 제곱에 반비례한다. 이것은 준 정전계가 거리에 대해 높은 분해능을 갖는 것을 의미한다. 이 준 정전계의 성질을 이용하여 인체의 내측으로의 도달 거리, 즉 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의한 작용을 검출하기 위한 심도 범위(이하, 이를 생체 반응 검출 영역이라 부름)가 각각 다른 복수의 준 정전계(이하, 이를 준 정전계 스케일이라 부름)를 발생하는 준 정전계 발생 수단을 마련하면 인체의 내포를 단층적으로 측정할 수 있게 된다. 여기서, 이 준 정전계 스케일에 대해 설명하기 전에, 우선 준 정전계의 성질을 설명한다.
(2) 준 정전계의 성질
전계는 발생원으로부터의 거리에 선형에 반비례하는 방사 전계와, 발생원으로부터의 거리의 제곱에 반비례하는 유도 전자계와, 발생원으로부터의 거리의 3 제곱에 반비례하는 준 정전계와의 합성 전계로서 발생하고 있다.
이들 방사 전계, 유도 전자계 및 준 정전계 각각의 상대적인 강도와, 거리와의 관계를 그래프화하면 도4에 도시한 바와 같은 결과가 된다. 단, 도4에서는 1 [㎒]에 있어서의 각 전계 각각의 상대적인 강도와 거리와의 관계를 대수 척도에 의 해 나타내고 있다.
도4로부터도 명백한 바와 같이, 방사 전계, 유도 전자계 및 준 정전계 각각의 상대적인 강도가 동등해지는 거리(이하, 이를 강도 경계점이라 부름)가 존재한다. 이 경우, 강도 경계점보다도 먼 쪽에서는 방사 전계가 우위(유도 전자계나 준 정전계의 강도보다도 큰 상태)가 되고, 이에 대해 강도 경계점보다도 근방에서는 준 정전계가 우위(방사 전계나 유도 전자계의 강도보다도 큰 상태)가 된다.
이 강도 경계점은 멕스웰의 방정식을 전계 강도의 관점으로부터 유도해 간 경우, 상기 거리를 r [m], 파수를 k [1/m]라고 하면, 다음 식
[식 1]
Figure 112006013931265-PCT00001
로서 나타낼 수 있다.
그리고, 식 1에 있어서의 파수(k)는 전계의 매질 중의 전파 속도를 v [m/s]로 하고, 주파수를 f [㎐]라고 하면, 다음 식
[식 2]
Figure 112006013931265-PCT00002
로서 나타낼 수 있고, 또한 전계의 전파 속도(v)는 광속을 c [m/s](c ＝ 3 × 108)로 하고, 매질의 비유전률을 ε라고 하면, 다음 식
[식 3]
Figure 112006013931265-PCT00003
로서 나타낼 수 있기 때문에, 강도 경계점은 식 1에 식 2 및 식 3을 대입하여 정리한 다음 식
[식 4]
Figure 112006013931265-PCT00004
로서 나타낼 수 있다.
본 식 4로부터도 알 수 있는 바와 같이, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 강도가 큰 상태에 있는 준 정전계의 공간을 확대하는 경우에는 주파수가 밀접하게 관계하고 있고, 낮은 주파수일수록 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 강도가 큰 상태에 있는 준 정전계의 공간이 커진다[즉, 도4에 나타낸 강도 경계점까지의 거리는 주파수가 낮을수록 길어짐(즉 우측으로 이동하게 됨)]. 이에 대해 높은 주파수일수록 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 강도가 큰 상태에 있는 준 정전계의 공간이 좁아진다[즉, 도4에 나타낸 강도 경계점까지의 거리는 주파수가 높을수록 짧아짐(즉 좌측으로 이동하게 됨)].
예를 들어 10 [㎒]를 선정한 경우, 인체의 비유전률이 똑같이 50인 것으로 가정하면 상술한 식 4에 의해 0.675 [m]보다도 근방에서는 준 정전계가 우위가 된다. 이러한 10 [㎒]를 선정한 경우에 방사 전계, 유도 전자계 및 준 정전계 각각 의 상대적인 강도와, 거리와의 관계를 그래프화하면 도5에 나타내는 결과가 된다.
본 도5로부터도 알 수 있는 바와 같이, 전계 발생원[전극(EDa, EDb)]으로부터 최대의 생체 반응 검출 영역(인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의한 작용을 검출하기 위한 심도 범위)을, 예를 들어 0.01 [m]로 한 경우, 상기 발생원으로부터 0.01 [m] 지점의 준 정전계의 강도는 유도 전자계에 비해 약 18.2 [dB] 커진다. 따라서 이 경우의 준 정전계는 유도 전자계 및 방사 전계의 영향이 없는 것으로 간주할 수 있다.
여기서, 상술한 바와 같은 준 정전계의 성질을 이용하여, 예를 들어 도6에 도시한 바와 같이 인체의 표면으로부터 0.01 [m] 내측까지의 사이에 있어서의 생체 반응에 의한 작용을 검출하는 경우에, 상기 표면으로부터 0.01 [m] 내측까지의 사이를 0.001 [m] 간격으로 검출하기 위한 준 정전계 스케일을 발생하기 위한 수법에 대해 설명한다.
(3) 준 정전계 스케일
도6에 도시한 바와 같이, 인체의 표면으로부터 최소의 생체 반응 검출 영역인 0.001 [m]에 10 [㎒]인 주파수를 기준 주파수로서 할당하여, 차례로 0.001 [m]마다 확대되는 생체 반응 검출 영역(즉 인체의 표면으로부터의 심도)에 대응하는 주파수를 차례로 할당하도록 한다. 이와 같이 하면 주파수에 의해 검출 대상까지의 심도에 준 정전계의 생체 반응 검출 영역을 제어할 수 있게 된다.
그러나 이 경우, 높은 주파수일수록 준 정전계가 우위가 되는 공간이 좁아지기 때문에(즉, 도4에 나타낸 강도 경계점이 좌측으로 이동하게 됨), 높은 주파수에 대응하는 생체 반응 검출 영역의 말단 부근에서는 준 정전계와 유도 전자계의 강도차가 18.2 [dB]보다도 작아지기 때문에, 생체 반응에 의한 작용을 측정하기 위한 지표가 되는 준 정전계 스케일의 강도가 불안정해지고, 나아가서는 측정 정밀도의 신뢰성이 손상되어 버린다.
이 경우에, 10 [㎒]의 주파수에 대응하는 생체 반응 검출 영역{전극으로부터0.001 [m]}에서의 강도에, 10 [㎒] 이상의 각 주파수[f(r)]에 각각 대응하는 강도 경계점의 강도가 일치하도록 출력을 조정하면 준 정전계 스케일이 안정되기 때문에 측정 정밀도의 신뢰성이 확보된다.
즉, 한 쌍의 전계 발생용 전극에 정현파 전압을 출력하여, 상기 전극으로부터 정현파 전압의 주파수에 따라서 진동하는 준 정전계를 발생하는 경우, 이러한 출력을 조정하기 위한 계수(이하, 이를 출력 조정 계수라 부름)를 A(r)라고 하면, 상기 한 쌍의 전극으로부터 생체 반응 검출 영역(거리)(r) [m]에서의 준 정전계의 강도[E(r)]는 다음 식
[식 5]
Figure 112006013931265-PCT00005
로서 나타낼 수 있다. 이 식 5의 생체 반응 검출 영역(거리)(r)을 강도 경계점에 관한 상술한 식 4에 수반하여 변형하면, 다음 식
[식 6]
Figure 112006013931265-PCT00006
로서 나타낼 수 있다.
그리고, 10 [㎒]의 주파수에 대응하는 생체 반응 검출 영역{전극으로부터 0.001 [m]}에서의 강도에, 10 [㎒] 이상의 각 주파수[f(r)]에 각각 대응하는 강도 경계점의 강도가 일치하도록 상기 주파수[f(r)]를 결정하면 되기 때문에, 다음 식
[식 7]
Figure 112006013931265-PCT00007
이 성립하고, 본 식 7을 정리하면, 다음 식
[식 8]
Figure 112006013931265-PCT00008
이 된다. 본 식 8을 이용하여, 생체 반응 검출 영역(거리)(r)에 대응하는 주파수[f(r)]의 정현파 전압을 출력할 때의 출력 계수[A(r)]를 결정할 수 있다.
또한, 준 정전계 발생 장치로부터 0.001 [m]마다의 각 생체 반응 검출 영역(거리)(r)에 각각 대응하는 각 주파수[f(r)]에 대해서는, 다음 식
[식 9]
Figure 112006013931265-PCT00009
로 나타낼 수 있고, 본 식 9의 출력 계수[A(r)]를 상술한 식 8에 수반하여 변형하면, 다음 식
[식 10]
Figure 112006013931265-PCT00010
이 되고, 이 식10을 정리한 다음 식
[식 11]
Figure 112006013931265-PCT00011
을 이용하여 결정할 수 있다.
이렇게 하여 결정된 상술한 각 조건을 기초로 하여 발생되는 준 정전계 스케일을 그래프화하면 도7에 나타낸 바와 같은 결과가 된다. 단, 도7에서는 보기 쉽게 하기 위해 0.001 [m]마다의 각 생체 반응 검출 영역(거리) 전부가 아닌 소정의 생체 반응 검출 영역{0.001 [m], 0.002 [m], 0.004 [m], 0.006 [m], 0.008 [m], 0.01 [m]}에 대응하는 준 정전계만을 나타내고, 또한 도7의 (a)에서는 종축(전계 강도)을, 도7의 (b)에서는 종축(전계 강도) 및 횡축(거리)을 대수 척도에 의해 나타내고 있다. 본 도7로부터도 명백한 바와 같이, 준 정전계의 전계 강도를 소정의 기준인, 예를 들어 강도 경계점에 일정하게 하면, 주파수에 의해 검출 대상까지의 심도에 준 정전계의 생체 반응 검출 영역(거리)을 정확하게 제어할 수 있게 되는 것을 알았다.
또한, 전계 발생 전극으로부터 0.001 [m] 간격마다 준 정전계를 발생하는 경우(도6)에 대해 상술하였지만, 어느 정도의 간격마다 준 정전계를 발생하는지 여부에 대해서는, 실제로는 인체의 표면으로부터 어느 거리의 생체 반응에 의한 작용을 검출하는지 등을 고려하여 선정된다. 이 경우, 이러한 선정 결과를 기초로 하여 식 8 및 식 11을 유도한 후, 신뢰성을 갖는 준 정전계 스케일을 발생하기 위한 출력 조정 계수 및 주파수가 각각 결정되게 된다.
이렇게 하여 준 정전계 발생 수단은, 생체 반응에 의한 작용을 측정하기 위한 지표로서 신뢰성을 갖는 준 정전계 스케일을 발생할 수 있다.
그리고, 이 준 정전계 스케일 중, 각 주파수에 각각 대응하는 생체 반응 검출 영역(거리) 내에서의 생체 반응에 의한 전위 변화와의 상호 작용 결과를 준 정전계 검출 수단이 검출하도록 하면, 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의한 전위 변화를 단층적으로 측정할 수 있게 된다.
(4) 측정 장치의 구성
도8은 상술한 준 정전계 발생 수단 및 준 정전계 검출 수단을 갖는 본 실시 형태에 의한 측정 장치(1)를 도시하는 것이다. 즉, 이 측정 장치(1)에서는 복수의 주파수에 각각 대응하는 복수의 정현파 전압(이하, 이를 교번 전압이라 부름)을 출력하는 출력원(이하, 이를 교번 전압 출력원이라 부름)(2)과, 상기 교번 전압 출력원(2)에 접속되고, 공기에 가까운 유전율에 선정된 두께가 얇은 절연 시트(3)를 통하여 인체 표면의 소정 위치에 배치된 한 쌍의 전계 발생용 전극(4a, 4b)과, 상기 교번 전압 출력원(2)의 출력을 제어하는 출력 조정부(5)에 의해 준 정전계 발생 수단이 구성된다.
이 교번 전압 출력원(2)에 있어서의 교번 전압의 각 정현파 전압은, 상술한 식 8에 수반하여 결정된 주파수에 각각 선정되어 있다. 또한 출력 조정부(5)는 이러한 교번 전압의 각 정현파 전압을 주파수가 낮은 정현파 전압으로부터 차례로 단위 시간마다 출력하도록 이루어져 있고, 이때 상술한 식 11에 수반하여 결정된 출력 조정 계수에 따라서 대응하는 정현파 전압을 출력 조정한 후 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력하도록 이루어져 있다.
이 결과, 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로부터는, 신뢰성을 갖는 준 정전계 스케일이 생체 반응 검출 영역(거리)이 작은 쪽으로부터 시분할로 차례로 발생되게 된다. 이 경우, 혈관(VE)을 포함하는 생체 반응 검출 영역에 대응하는 주파수의 준 정전계는, 상기 혈관(VE)의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화(전기 이중층 계면 전위)의 작용에 의해 변화하고 있다. 이와 동시에, 인체 내부에 있어서의 각종 세포(도시하지 않음)를 포함하는 생체 반응 검출 영역에 대응하는 각 주파수의 준 정전계는, 인체 내부에 있어서의 각종 세포 레벨에서의 생체 반응(예를 들어 신경 세포에서의 뉴런의 자극이나, 소정의 세포에서의 전자 전달계)에 의해 생기는 전위 변화의 작용에 의해 각각 변화하고 있다.
한편, 이 측정 장치(1)에서는 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로부터 차례로 발생되는 각 생체 반응 검출 영역에 대응하는 주파수의 준 정전계의 강도 변화를, 전계 검출용 전극(11a, 11b) 및 앰프(12a, 12b)를 통하여 신호(이하, 이를 강도 변화신호라 부름)(S1)로서 검출하는 준 정전계 검출부(15)에 의해 준 정전계 검출 수단이 구성된다. 그리고 ADC(Analog Digital Converter)(13a, 13b)는 강도 변화 신호(S1)를 검출 데이터(이하, 이를 강도 변화 데이터라 부름)(D1)로서 생성하고, 이것을 측정부(20)에 송출한다.
이 경우, 측정부(20)는 ADC(13)로부터 공급되는 강도 변화 데이터(D1)에 대해 FFT 처리를 실시함으로써, 각 주파수에 대응하는 생체 반응 검출 영역마다의 생체 반응에 의한 전위 변화 중 미리 설정된 설정 레벨 이상의 전위 변화를 추출하도록 하여 측정하고, 상기 측정 결과를 데이터(이하, 이를 단층 생체 반응 데이터라 부름)(D2)로서 생체 단층상 작성부(30)에 송출한다.
이 설정 레벨은 사용자에 의해 설정할 수 있도록 이루어져 있고, 예를 들어 ±5 [mV]의 전위 변화 이상으로 설정되어 있다. 따라서 뉴런의 자극에 의한 신경 활동 전위의 변화나 혈관의 박동에 의한 전기 이중층 계면 전위의 변화 등이 추출대상이 되고, 이 경우, 단층 생체 반응 데이터(D2)는, 예를 들어 소정의 세포에서의 전자 전달계 등과 같은 미소의 생체 반응에 의한 전위 변화가 제거된 데이터가 된다.
생체 단층상 작성부(30)는 이 단층 생체 반응 데이터(D2)를 기초로 하여, 예를 들어 대수적 수법을 이용한 생체 단층상 생성 처리를 실행함으로써 생체 단층상의 데이터(이하, 이를 생체 단층상 데이터라 부름)(D3)를 생성하고, 이를 표시 장치(도시하지 않음)에 출력한다. 이 결과, 단층 생체 반응 데이터(D2)에 따른 전계 발생용 전극(4a, 4b) 하에 있어서의 혈관이나 신경 등의 생체 반응의 상황이 표시되게 된다.
이렇게 하여 이 측정 장치(1)는 인체의 내측에 있어서의 단층마다 다른 생체 반응을 동시에 비침습으로 측정하고, 이 측정 결과를 정보로서 제공할 수 있도록 이루어져 있다.
이러한 구성에 부가하여 이 측정 장치(1)에는, 전계 발생용 전극(4a, 4b)과는 전기적으로 분리된 상태로 상기 전극(4a, 4b)의 주위를 덮는 도체성의 실드부(SL1)와, 전계 검출용 전극(11a, 11b)과는 전기적으로 분리된 상태로 상기 전극(11a, 11b)의 주위를 덮는 도체성의 실드부(SL2, SL3)가 마련되어 있다.
이에 의해 측정 장치(1)는 준 정전계 스케일(복수의 주파수에 각각 대응하는 각 거리에 있어서 거의 일정한 강도의 준 정전계)의 강도 변화 이외가 되는 외계 노이즈를 검출하는 등의 사태를 최대한 회피할 수 있기 때문에, 미량인 생체 반응의 전위 변화를 정밀도 좋게 측정할 수 있도록 이루어져 있다.
또한, 본 실시 형태인 경우의 측정 장치(1)에 있어서는, 도9에 도시한 바와 같이 인접하는 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 대응하는 전계 검출용 전극(11a, 11b)을 선 형상으로 배치함으로써 1 단위의 전극군(이하, 이를 단위 측정용 전극이라 부름)(ME)으로서 형성하고, 이를 동일 평면 상에 k열 배열함으로써 1 세트의 전극군(이하, 이를 면 측정용 전극이라 부름)(FME)으로서 형성하도록 이루어져 있다.
그리고 측정 장치(1)에 있어서는, 예를 들어 도10에 도시한 바와 같이 복수의 면 측정용 전극(FMEi)을 인접시킨 상태에서 절연 시트(3)를 통하여 설치하도록 이루어져 있다.
이 경우, 각 면 측정용 전극(FMEi)에 있어서의 각 단위 측정용 전극(ME1 내지 MEk)의 전계 발생용 전극(4a, 4b)[i × k개분의 전극(4a, 4b)]은 각각 공통의 교번 전압 출력원(2)(도8)에 접속되고, 한편 전계 검출용 전극(11a, 11b)[i × k개분의 전극(11a, 11b)]은 각각 공통의 대응하는 앰프(12a, 12b)(도8)에 접속된다.
이에 의해 이 측정 장치(1)에 있어서는, 인체의 내측에 있어서의 단층마다 다른 생체 반응을 보다 광범위하고 또한 리얼타임으로 측정할 수 있기 때문에, 예를 들어 혈류와 동시에 신경류를 따르도록 하여 동적으로 측정할 수 있도록 이루어져 있다.
(5) 측정 처리 순서
여기서, 상술한 출력 조정부(5) 및 측정부(20)로 이루어지는 제어부(40)에 있어서의 측정 처리는, 도11에 나타내는 측정 처리 순서 RT1에 따라서 실행된다.
즉, 제어부(40)는, 예를 들어 측정 장치(1)의 주전원이 투입되면 이 측정 처리 순서 RT1을 시작하여, 준 정전계 스케일의 발생 대상의 전극으로서 스텝 SP1에 있어서 면 측정용 전극(FME1)(도10)을 선택하고, 스텝 SP2에 있어서 단위 측정용 전극(ME1)(도9)을 선택한 후, 상기 단위 측정용 전극(ME1)(도9)의 전계 발생용 전 극(4a, 4b)에 대한 출력 대상의 주파수로서, 스텝 SP3에 있어서 최소의 주파수(f1)(도6)인 정현파 전압을 선택하고, 스텝 SP4에 있어서 상기 선택한 정현파 전압을 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력한다.
이 경우, 각 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로부터 0.001 [m]까지의 생체 반응 검출 영역의 준 정전계(도6)가 발생하고, 상기 전계 발생용 전극(4a, 4b) 하에 갖는 인체 내측의 각 단층에 혈관 등이 있는 경우에는 그 생체 반응에 의한 전위 변화에 따른 전계와 상호 작용하게 된다.
그리고 제어부(40)는, 스텝 SP5에 있어서 생체 반응 검출 영역의 준 정전계에 있어서의 강도 변화의 검출 결과로서, 대응하는 전계 검출용 전극(11a, 11b)을 통하여 공급되는 강도 변화 데이터(D1)(도8)를 내부 메모리에 일시적으로 보존하고, 스텝 SP6에 있어서 스텝 SP4에서 출력 개시한 후 소정의 시간이 경과되었는지 여부를 판정하고, 여기서 긍정 결과가 얻어진 경우에는, 스텝 SP7에 있어서 정현파 전압의 출력을 정지한다.
계속해서 제어부(40)는, 스텝 SP8에 있어서 스텝 SP5에서 일시적으로 보존된 강도 변화 데이터(D1)에 대해 주파수 분석 처리를 실시함으로써, 0.001 [m]까지의 생체 반응 검출 영역 내에 있어서의 설정 레벨 이상의 생체 반응의 전위 변화를 추출하도록 하여 측정하고, 이를 내부 메모리에 일시적으로 보존한 후, 스텝 SP9에 있어서 모든 주파수(fn)의 정현파 전압을 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력하였는지 여부를 판정한다.
여기서 부정 결과가 얻어지면, 이것은 아직 단위 측정용 전극(ME1)(도9) 하 의 모든 생체 반응 검출 영역에 있어서의 생체 반응의 전위 변화를 추출하여 종료되어 있지 않은 것을 의미하고, 이때 제어부(40)는 스텝 SP3으로 복귀하여 출력 대상의 주파수의 선택을 주파수(f1)로부터 다음 주파수(f2)로 절환하고, 상술한 처리를 반복한다.
이렇게 하여 제어부(40)는 단위 측정용 전극(ME1)(도9)의 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 모든 주파수(f1 내지 fn)의 정현파 전압에 대해 상술한 처리를 차례로 반복한 결과, 스텝 SP9에서 긍정 결과가 얻어지면, 스텝 SP10에 있어서 모든 단위 측정용 전극(ME1 내지 MEk)에서의 생체 반응의 전위 변화의 추출 결과를 얻었는지 여부를 판정한다.
여기서 부정 결과가 얻어지면, 이것은 아직 면 측정용 전극(FME1)(도10) 하의 모든 생체 반응 검출 영역에 있어서의 생체 반응의 전위 변화를 추출하여 종료되어 있는 않는 것을 의미하고, 이때 제어부(40)는 스텝 SP2로 복귀하여 발생 대상의 전극의 선택을 단위 측정용 전극(ME1)으로부터 다음 단위 측정용 전극(ME2)으로 절환하고, 상술한 처리를 반복한다.
이렇게 하여 제어부(40)는 면 측정용 전극(FME1)(도10)의 단위 측정용 전극(ME1 내지 MEk) 전체에 대해 상술한 처리를 차례로 반복한 결과, 스텝 SP10에서 긍정 결과가 얻어지면, 스텝 SP11에 있어서 모든 면 측정용 전극(FME1 내지 FMEi)에서의 생체 반응의 전위 변화의 추출 결과를 얻었는지 여부를 판정한다. .
여기서 부정 결과가 얻어지면, 이것은 아직 면 측정용 전극(FME1 내지 FMEi)(도10) 하의 모든 생체 반응 검출 영역에 있어서의 생체 반응의 전위 변화를 추출하여 종료되어 있는 않는 것을 의미하고, 이때 제어부(40)는 스텝 SP1로 복귀하여 발생 대상의 전극의 선택을 면 측정용 전극(FME1)으로부터 다음 면 측정용 전극(FME2)으로 절환한 후, 스텝 SP1로 복귀하여 상술한 처리를 반복한다.
이렇게 하여 제어부(40)는 면 측정용 전극(FME1 내지 FMEi)(도10) 전체에 대해 상술한 처리를 차례로 반복한 결과, 스텝 SP11에서 긍정 결과가 얻어지면, 스텝 SP12에 있어서 스텝 SP8에서 일시적으로 보존된 상기 면 측정용 전극(FME1 내지 FMEi) 하의 모든 생체 반응 검출 영역에 있어서의 생체 반응의 전위 변화를 기초로 하여 단층 생체 반응 데이터(D2)를 생성하고, 이를 생체 단층상 작성부(30)에 송출한 후, 스텝 SP13으로 이동하여 이 측정 처리 순서 RT1을 종료한다.
이와 같이 하여 제어부(40)는 측정 처리를 실행할 수 있도록 이루어져 있다.
(6) 본 실시 형태에 의한 동작 및 효과
이상의 구성에 있어서, 측정 장치(1)는 교번 전압 출력원(2)으로부터 소정의 주파수가 되는 복수의 정현파 전압을 주파수가 작은 정현파 전압으로부터 차례로 단위 시간마다 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력함으로써, 상기 주파수에 따라서 진동하는 준 정전계를 유도 전자계보다도 강도가 우위인 상태로 하여 시분할로 발생한다.
그리고 측정 장치(1)는 이 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로부터 발생되어 인체에 인가되는 준 정전계와, 상기 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하고, 이 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하도록 하여 측정한다.
따라서 이 측정 장치(1)에서는 이러한 생체 반응에 의한 전위 변화로서, 예를 들어 혈관의 전기 이중층 계면 전위 및 신경 활동 전위 등의 다른 생체 반응을 동시에 얻을 수 있기 때문에, 인체의 내측에 있어서의 많은 정보를 동시에 얻을 수 있다.
이 경우, 측정 장치(1)는 각 주파수에 각각 대응하는 각 거리에 있어서 발생되는 각 준 정전계의 강도가 소정의 기준 강도가 되도록, 상기 각 주파수에 각각 대응하는 정현파 전압의 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로의 출력을 조정하도록 하였다.
따라서 이 측정 장치(1)에서는 생체 반응에 의한 작용을 측정하기 위한 지표가 되는 준 정전계의 강도를, 유도 전자계보다도 큰 상태에 있는 강도로 일률적으로 발생할 수 있기 때문에 측정 정밀도의 신뢰성을 갖는 안정된 준 정전계를 발생할 수 있다.
또한 이 경우, 측정 장치(1)는 한 쌍의 발생용 전극과 한 쌍의 검출용 전극을 단위 전극으로서 형성하고, 복수의 단위 전극을 면 상에 형성하도록 하였다. 따라서 이 측정 장치(1)에서는 인체의 내측에 있어서의 단층마다 다른 생체 반응을 보다 광범위하고 또한 리얼타임으로 측정할 수 있기 때문에, 예를 들어 혈류 또는 신경류 등을 따르도록 하여 동적으로 측정할 수 있다.
이상의 구성에 따르면, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하여, 상기 발생에 의해 인체에 인가되는 준 정전계와, 상기 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과 를 검출하고, 이 상호 작용 결과로부터 전위 변화를 추출하도록 하여 측정함으로써, 다른 생체 반응을 동시에 얻을 수 있기 때문에 인체의 내측에 있어서의 많은 정보를 동시에 얻을 수 있고, 이렇게 하여 측정 대상의 내측에 있어서의 상황을 보다 정확하게 파악시킬 수 있다.
(7) 다른 실시 형태
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단을, 도8에 도시한 교번 전압 출력원(2), 전계 발생용 전극(4a, 4b) 및 출력 조정부(5)에 의해 구성하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 이 밖의 다양한 구성에 의해 준 정전계 발생 수단을 실현하도록 해도 좋다.
또한, 이러한 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단의 발생 수법으로서, 출력 조정 수단으로서의 출력 조정부(5)에 있어서 교번 전압 출력원(2)에 있어서의 각 정현파 전압을 주파수가 낮은 정현파 전압으로부터 차례로 단위 시간마다 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력함으로써, 복수의 주파수에 각각 대응하는 각 거리에 있어서 유도 전자계에 비해 큰 강도가 얻어지는 준 정전계를 상기 거리마다 시분할로 발생하도록 하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 상기 출력 조정부(5)에 있어서 각 정현파 전압의 합성 결과를 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 출력함으로써, 복수의 주파수에 각각 대응하는 각 거리에 있어서 유도 전자계에 비해 큰 강도가 얻어지는 준 정전계를 시분할이 아닌 동일 시기에 발생하도록 해도 좋다. 이 경우, 복수의 주파수 성분의 합성 결 과인 준 정전계를 동시에 발생시키기 때문에 검출 결과도 복수의 주파수 성분이 혼재되어 있기 때문에, FFT 처리에 의해 주파수별로 분해하도록 하면 상술한 실시 형태와 같은 효과를 얻을 수 있다.
또한 이러한 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단의 발생 수법으로서, 교번 전압 출력원(2)에 있어서의 소정의 정현파 전압만을 출력함으로써 인체 내측에 있어서의 소정 위치에 선택적으로 준 정전계를 발생하도록 해도 좋다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 인체를 측정 대상으로 하여 그 내측에 있어서의 생체 반응을 측정하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 예를 들어 동물이나 식물 등의 생체를 측정 대상으로 하여 그 내측에 있어서의 생체 반응을 측정하는 것, 어느 지점의 대지를 측정 대상으로 하여 그 내측에 있어서의 수류를 측정하는 것, 재해 등에 의해 도괴된 도괴물을 측정 대상으로 하여 그 내측에 존재하는 생존자의 생체 반응을 측정하는 것, 소정의 미세 전자 기기를 측정 대상으로 하여 그 내측에 있어서의 소정의 동적 반응을 측정하는 것, 또는 소정의 반송물을 측정 대상으로 하여 그 내측에 존재하는 소정의 동적 반응물을 측정하는 것 등, 이외에 다양한 측정 대상의 내측에 있어서의 다양한 동적 반응을 측정하도록 해도 좋다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는 측정 대상에 인가되는 준 정전계와, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단으로서, 전계 검출용 전극(11a, 11b) 및 앰프(12a, 12b)를 통하여 검출하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 도8의 대응하는 부분에 각각 동일 부호를 부여한 도12에 도시한 바와 같이, 한 쪽의 전계 발생용 전극(4b)과 교번 전압 출력원(2) 사이에 접속된 전류계(103)와, 상기 교번 전압 출력원(2)의 출력 사이에 접속된 전압계(104)와의 계측치를 기초로 하는 임피던스의 변화를 검출하는 임피던스 변화 검출부(105)로부터 ADC(106)를 통하여 상호 작용 결과를 검출하도록 해도 좋다.
또한 이 경우, 예를 들어 유도 전압에 유기된 전압을 검출하는 유도 전극형 전계 강도계나, 유도 전극으로부터 얻어지는 직류 신호를 초퍼 회로나 진동 용량 등을 이용하여 교류 변환하는 유도 전극형 변조 증폭 방식 전계 강도계나, 전기 광학 효과를 갖는 물질에 전계를 가함으로써 상기 물질 내에 생기는 광전파 특성의 변화를 검출하는 전기 광학 효과형 전계 강도계, 일렉트로 미터 및 션트 저항형 전계 강도계 또는 집전형 전계 강도계 등, 이외에 다양한 준 정전계 검출 수단에 의해 상호 작용 결과를 검출하도록 해도 좋다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 상호 작용 결과로부터 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화를 추출하는 추출 수단으로서 FFT 처리를 행하는 측정부(20)를 적용하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, FFT 이외의 주파수 분석 처리를 행하는 측정부를 적용하도록 해도 좋다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 인접하는 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 대응하는 전계 검출용 전극(11a, 11b)을 선 형상으로 배치함으로써 단위 측정용 전 극(ME)으로서 형성하고(도9), 이를 동일 평면 상에 k열 배열함으로써 1 세트의 면 측정용 전극(FME)으로서 형성하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 도9나 도10에 도시한 형상 및 배열 상태와는 다른 이외에 다양한 단위 측정용 전극(ME) 및 면 측정용 전극(FME)을 형성하도록 해도 좋고, 요는 인접하는 한 쌍의(2개의) 전계 발생용 전극(4a, 4b)과, 이들 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 대응하여 인접하는 한 쌍이 하는 전계 검출용 전극(11a, 11b)을 1 단위[단위 측정용 전극(ME)]로 하고, 이를 동일 평면 상에 복수 형성되어 있으면 좋다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 인체에 있어서의 생체 반응의 전위 변화로서 혈관 또는 신경의 전위 변화를 측정하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 어떤 세포 자체의 전위 변화를 측정하도록 해도 좋다.
구체적으로는, 예를 들어 도13에 도시한 바와 같이 세포 레벨 정도의 크기가 되는 전계 발생용 전극(4a, 4b)과 전계 검출용 전극(11a, 11b)으로 이루어지는 한 쌍의 단위 측정용 전극(ME1, ME2)을 각각 다른 방향으로부터 내측에 인가하도록 설치하고, 양방의 단위 측정용 전극(ME1, ME2)으로부터 인가되는 각 준 정전계의 도달 거리(생체 반응 검출 영역)를 출력 조정부(5)에 의해 차례로 크게 변경해 나간다. 이때 상술한 바와 같이 전계 검출용 전극(11a, 11b)으로부터 전류계(103) 및 전압계(104)를 통하여 계측되는 임피던스의 변화를 기초로 하여, 이러한 준 정전계의 도달 거리(r1, r2)의 교점(P)을 임피던스 변화 검출부(105)에 의해 검출한다. 이 시점에서 양방의 단위 측정용 전극(ME1, ME2)으로부터 인가되는 각 준 정전계의 도달 거리(생체 반응 검출 영역)를 고정하고, 이때 임피던스 변화로부터 교점이 검 출되기 전의 임피던스 변화를 역산함으로써 상기 교점의 세포에 있어서의 생체 반응의 전위 변화를 측정한다. 이와 같이 하면, 어떤 특정한 세포에 레벨의 생체 반응의 전위 변화를 측정할 수 있기 때문에, 종래의 패치 클램프법과 같이 세포막까지 마이크로 피펫을 접촉시키는 등이나, 그 제어를 광학 현미경 하에 있어서 행하는 등을 회피할 수 있을 뿐만 아니라 비침습 및 비접촉으로 측정할 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 전계 발생용 전극(4a, 4b)으로부터 준 정전계를 발생하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 부가하여 상기 준 정전계의 지향성을, 예를 들어 선 형상으로 제한하는 지향성 제한 수단을 상기 전계 발생용 전극(4a, 4b)에 마련하도록 해도 좋다. 이와 같이 하면, 외계 노이즈와의 상호 작용 결과를 검출하지 않고, 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응과의 상호 작용 결과에 특화하여 검출할 수 있기 때문에 보다 측정 정밀도를 높일 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의한 전위 변화를 측정하기 위해 준 정전계를 측정 대상에 발생하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 상기 측정과 동시에 치료하기 위해 준 정전계를 측정 대상에 발생하도록 해도 좋다. 이 경우, 비접촉으로 치료할 수 있을 뿐만 아니라, 그 치료 효과를 리얼타임으로 측정할 수 있기 때문에 수술이나 연구에서의 간이화를 도모할 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 혈관의 박동에 의한 전기 이중층 계면 전위의 변화를 측정하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 부가하여 시간축 영역을 가미하도록 하면 위기 박동 자체도 측정할 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 측정 결과[단층 생체 반응 데이터(D2)]를 기초로 하여 생체 단층상 데이터(D3)를 생성하여 표시부(도시하지 않음)에 출력하는 생체 단층상 작성부(30)를 마련하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 측정 결과를 기초로 하여 급성 의병소(急性 意病巢)나 그 밖의 질환을 감별하는 감별부를 마련하도록 해도 좋다. 이렇게 하면, 측정과 동시에 간이하게 진단을 행할 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 측정 결과[단층 생체 반응 데이터(D2)]를 기초로 하여 생체 단층상 데이터(D3)를 생성하여 표시부(도시하지 않음)에 출력하는 생체 단층상 작성부(30)를 마련하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이 대신에 소정의 인증 처리의 실행시에 이용되는 인증 정보를 생성하여 외부 장치에 출력하는 인증 정보 생성부를 마련하도록 해도 좋다. 이와 같이 하면, 인체 고유의 패턴인 생체 반응을 인증 정보로서 이용할 수 있기 때문에 외부 장치에 있어서의 정보의 비닉성을 한층 더 확보할 수 있다.
또한 상술한 실시 형태에 있어서는, 준 정전계 발생 수단에 의해 발생되어 인체에 인가되는 준 정전계와, 상기 인체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하고, 이 검출 결과를 기초로 하여 상기 전위 변화를 추출하도록 한 경우에 대해 서술하였지만, 본 발명은 이에 한정되지 않고, 예를 들어 상어나 가오리 등이 헤드부에 존재하는 로렌치니병(ampu1la of Lorenzini)이라 불리는 기관에 의해 생체에 발생되는 전계(준 정전계) 를 검출함으로써 상기 생체 중 자신의 먹이로서의 생체를 식별할 수 있는 등의 예에도 있는 바와 같이, 생체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화를 상술한 준 정전계 검출 수단에 의해 직접 검출하고, 상기 검출된 전위 변화의 레벨로부터, 예를 들어 미리 전위 변화의 레벨과 생체 반응의 종류와의 관계를 대응시킨 테이블을 참조하여, 소정의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화를 추출하도록 해도 좋다.
본 발명은 생체 및 소정의 전자 기기 혹은 대지 등의 측정 대상의 내측을 비침습적으로 측정하는 경우에 이용 가능하다.

Claims (15)

  1. 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 수단과,
    상기 준 정전계 발생 수단으로부터 발생되어 측정 대상에 인가되는 상기 준 정전계와, 상기 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 수단과,
    상기 준 정전계 검출 수단에 의해 검출된 상기 상호 작용 결과로부터 상기 전위 변화를 추출하는 추출 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 측정 대상은 생체이며,
    상기 준 정전계 검출 수단은,
    상기 생체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 상기 전위 변화에 따른 상기 전계와의 상기 상호 작용 결과를 검출하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  3. 제1항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 수단은,
    복수의 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 상기 유도 전자계에 비해 큰 상기 강도가 얻어지는 상기 준 정전계를 발생하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  4. 제1항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 수단은,
    복수의 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 상기 유도 전자계에 비해 큰 상기 강도가 얻어지는 상기 준 정전계를, 상기 거리마다 시분할로 발생하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  5. 제3항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 수단은,
    각 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 발생되는 각 상기 준 정전계의 강도가 소정의 기준 강도가 되도록, 상기 각 주파수에 각각 대응하는 각 전압의 소정의 전극으로의 출력을 조정하고, 상기 조정 후의 각 상기 전압의 합성 결과를 출력하는 출력 조정 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  6. 제4항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 수단은,
    각 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 발생되는 각 상기 준 정전계의 강도가 소정의 기준 강도가 되도록, 상기 각 주파수에 각각 대응하는 각 전압의 소정의 전극으로의 출력을 조정하는 출력 조정 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  7. 제1항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 수단은 상기 준 정전계를 발생하기 위한 한 쌍의 발생용 전극을 갖고,
    상기 준 정전계 검출 수단은 상기 상호 작용 결과를 검출하기 위한 한 쌍의 검출용 전극을 갖고,
    상기 한 쌍의 발생용 전극과 상기 한 쌍의 검출용 전극이 단위 전극으로서 형성되고, 복수의 상기 단위 전극이 동일면 상에 형성된 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  8. 방사 전계 및 유도 전자계에 비해 큰 강도의 준 정전계를 발생하는 준 정전계 발생 스텝과,
    상기 준 정전계 발생 스텝에서 발생되어 측정 대상에 인가되는 상기 준 정전계와, 상기 측정 대상의 내측에 있어서의 동적 반응에 의해 생기는 전위 변화에 따른 전계와의 상호 작용 결과를 검출하는 준 정전계 검출 스텝과,
    상기 준 정전계 검출 스텝에서 검출된 상기 상호 작용 결과로부터 상기 전위 변화를 추출하는 추출 스텝을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  9. 제8항에 있어서, 상기 측정 대상은 생체이며,
    상기 준 정전계 검출 스텝에서는,
    상기 생체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 상기 전위 변화에 따른 상기 전계와의 상기 상호 작용 결과를 검출하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  10. 제8항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 스텝에서는,
    복수의 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 상기 유도 전자 계에 비해 큰 상기 강도가 얻어지는 상기 준 정전계를 발생하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  11. 제8항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 스텝에서는,
    복수의 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 상기 유도 전자계에 비해 큰 상기 강도가 얻어지는 상기 준 정전계를, 상기 거리마다 시분할로 발생하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  12. 제10항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 스텝에서는,
    각 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 발생되는 각 상기 준 정전계의 강도가 소정의 기준 강도가 되도록, 상기 각 주파수에 각각 대응하는 각 전압의 소정의 전극으로의 출력을 조정하고, 상기 조정 후의 각 상기 전압의 합성 결과를 출력하는 출력 조정 스텝을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  13. 제11항에 있어서, 상기 준 정전계 발생 스텝에서는,
    각 상기 주파수에 각각 대응하는 각 상기 거리에 있어서 발생되는 각 상기 준 정전계의 강도가 소정의 기준 강도가 되도록, 상기 각 주파수에 각각 대응하는 각 전압의 소정의 전극으로의 출력을 조정하는 출력 조정 스텝을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
  14. 생체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화를 검출하는 준 정전계 검출 수단과,
    상기 준 정전계 검출 수단에 의해 검출된 상기 전위 변화로부터, 소정의 상기 생체 반응에 의해 생기는 상기 전위 변화를 추출하는 추출 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 장치.
  15. 생체의 내측에 있어서의 생체 반응에 의해 생기는 전위 변화를 검출하는 준 정전계 검출 스텝과,
    상기 준 정전계 검출 수단에 의해 검출된 상기 전위 변화로부터, 소정의 상기 생체 반응에 의해 생기는 상기 전위 변화를 추출하는 추출 스텝을 구비하는 것을 특징으로 하는 측정 방법.
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