專利名稱：測量裝置和測量方法
技術領域：
本發明涉及一種測量裝置及其方法，例如適用于非侵入式測量被測物體的內部狀況的場合。
背景技術：
通常，在人體作為被測對象被測量的情況下，作為用于對人體的內部狀況進行非侵入式測量的測量方法，已經提出，例如，X射線放射檢查法(radioscopy)、X射線計算斷層攝影(CT computed tomography)、核磁共振成像(MRI)、超聲波回聲法、多普勒法(見例如專利文件1)、電介質分光鏡檢查(見例如專利文件2)、近紅外分光鏡檢查(NIRS)(見例如非專利文件1)等。
專利文件1日本專利公開號NO.6-53117專利文件2日本專利NO.3367279非專利文件1“使用近紅外分光鏡檢查對間歇性跛行的估定”，H.Tsuchida等，日本血管手術學報，1998，第7卷，第3期，第475至487頁。
但是，使用射線的X射線透視檢查法和X射線CT具有一個不可忽視程度的輻射暴露問題，以及一個由時間和環境限制引起的問題。此外，在X射線CT中，在測量血流等的情況下，需要獨立地注入造影劑(contrast agent)等。結果，通過造影劑可以識別出血流分布，但是，例如神經本身的動作電位(下文稱為神經動作電位)不能被測量。神經動作電位是一種當神經元被刺激時由作為神經系統的基本單元的神經細胞膜的內部和外部引起的瞬時電位變化(大約+20mV)。神經動作電位被無衰減地沿神經軸突至其末端傳送，進一步通過神經鍵用作對隨后的神經元的刺激(神經動作電位的這種流動下文稱為神經流)。
在MRI中，通過使用活體組織中的水分子的核磁共振靜態地測量活體組織中的水分子分布。這樣，為了測量電現象，如組織中的神經動作電位和神經流、或血液流動，在MRI中需要在水分子分布的基礎上推導電現象、血液流動等的某些種算法，這引起了困難。
解析度低并且在組織表面引起反射的超聲波回聲法，不適用于到達組織的深部的一致斷層造影操作。此外，在超聲波回聲法中，例如當拍攝子宮時，因為膀胱壁的不良影響等，在膀胱中沒有存儲尿液情況下無法得到清楚的斷層照片，結果，在被測量的人上強制了在膀胱中存儲尿液的規定限制。另外，神經動作電位本身也不能被超聲波回聲法測量。
在組織中的水分子的結合態(自由水、準結合水、結合水的狀態)的基礎上，在電介質分光鏡檢查中，比在MRI中可以更好地識別組織。但是，在電介質分光鏡檢查中，很難在長時間內連續地測量血流等。此外，電介質分光鏡檢查非常復雜，因為需要進行電長度的控制，以及將電極固定在人體表面以防止引起氣隙和位置偏差。另外，神經動作電位本身也不能被電介質分光鏡檢查測量。
通過用例如激光輻射血液組織來測量由血流引起的多普勒頻移的多普勒法，是一種用于獨立地精確到血液組織地測量血流的方法。因此，在該方法中，很難獲得大區域范圍的血流和血液組織的分布。而且，神經動作電位本身也不能由多普勒方法進行測量。
近紅外分光鏡法是一種近幾年被廣泛認可的方法，其中利用了近紅外頻帶內的特定波長的光幾乎不被活體組織吸收并被全部發送，以及特定波長的光被脫氧血紅蛋白(靜脈血)選擇性和指定性地吸收的事實，根據該光的傳輸和反射來非入侵式地測量活體組織的血流分布等。近紅外射線具有很高的透光度，但實際上，由于活體中的散射、折射等并不能以一種如X射線那樣的簡單的方式被傳送。因此，在近紅外分光鏡檢查中，身體組織中的圖像除了視覺上表面存在或暴露的部分如淺靜脈和視網膜外很難被測量，因為近紅外射線以一種極其復雜的方式被散射。
另外，在近紅外分光鏡檢查中，主要目的是測量脫氧血紅蛋白(靜脈血)，因此，很難測量氧化血紅蛋白(動脈血)。也就是說，近紅外分光鏡檢查需要復雜的估計算法如事先構造一個目標活體組織的散射模型，并且因此在準確性上也非常復雜和困難。而且，神經動作電位本身也很難被近紅外分光鏡檢查所測量。
另一方面，還有一種方法如腦磁波描記法，其測量由神經動作電位引發的磁場。在該方法中，當離子流在一個活體中流動時，根據該活體的電行為如神經動作電位，該離子流在流經一根電線時會引發一個磁場，從而通過利用一個高準確的磁場傳感器捕獲該磁場該神經動作電位的狀態被非入侵式地測量。該方法適用于測量大腦新皮層二維分布的神經動作電位。但是，該方法很難對深度方向進行控制，如獲得皮層下的三維的狀態，因此該方法僅限于應用于獲得表面行為。而且，該方法很難通過同樣的方式同時測量血流。為此，該方法需要與MRI等結合使用。
另一方面，已知的還有一種局部嵌位(patch clamp)方法，該方法是一種如神經和其他細胞的電位測量方法的電壓嵌位方法。該方法中，一個玻璃制的微吸管在光學顯微鏡下被置于一個細胞膜上，從而通過通道電流檢查目標離子通道的開/關狀態。因此，在該局部嵌位方法中，不僅需要控制微吸管在光學顯微鏡下與細胞膜接觸，而且需要解剖組織。因此該方法中需要非入侵式和非接觸式測量技術。自然，該方法也不能測量血流等。
如上所述，目前還沒有同時測量不同生物反應如血流、神經動作電位等的方法。因此，傳統的方法對于同時獲取人體內部狀況的很多信息還存在很多不足。
發明內容
本發明正是考慮到上述的情況而提出的。本發明的一個目的是提供一種測量裝置和測量方法來更準確地捕獲被測量對象的內部情形。
為了解決上述問題，根據本發明，提供了一種測量裝置，包括準靜電場產生裝置，產生一個較輻射電場和感應電磁場更高電場強度的準靜電場；準靜電場檢測裝置，檢測由該準靜電場產生裝置產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果；和提取裝置，從該準靜電場檢測裝置檢測的相互作用結果提取該電位變化。
另外，根據本發明，提供了一種測量方法，包括準靜電場產生步驟，產生一個較輻射電場和感應電磁場更高電場強度的準靜電場；準靜電場檢測步驟，檢測由該準靜電場產生步驟產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果；和提取步驟，從該準靜電場檢測步驟檢測的相互作用結果提取該電位的變化。
根據本發明，測量一個預定測量對象的測量裝置包括準靜電場產生裝置，產生一個較輻射電場和感應電磁場更高電場強度的準靜電場；準靜電場檢測裝置，檢測由該準靜電場產生裝置產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果；和提取裝置，從該準靜電場檢測裝置檢測的相互作用結果提取該電位變化，由此不同的動態反應可以被同時測量并因此被測對象內的更多信息可被同時獲得。
根據本發明，測量一個預定測量對象的測量步驟包括準靜電場產生步驟，產生具有較輻射電場和感應電磁場更高電場強度的準靜電場；準靜電場檢測步驟，檢測由該準靜電場產生步驟產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果；和提取步驟，從該準靜電場檢測裝置步驟的相互作用結果提取該電位變化，由此不同的動態反應可以被同時測量并因此被測對象內的更多信息可被同時獲得。
圖1是示出仿真結果(1)的方框圖；圖2是示出仿真結果(2)的方框圖；圖3是示出仿真結果(3)的方框圖；圖4是示出每一電場強度(1MHz)關于距離的相對變化的方框圖；圖5是示出每一電場強度(10MHz)關于距離的相對變化的方框圖；圖6是示出準靜電場級(1)的方框圖；圖7是示出準靜電場級(2)的方框圖；圖8是示出根據本實施例的測量裝置的結構的方框圖；圖9是示出進行表面測量的電極結構的方框圖；圖10是示出進行表面測量的電極的排列狀態的方框圖；圖11是示出測量處理過程的流程圖；圖12是示出根據另一實施例的測量裝置的結構的方框圖；圖13是示出根據另一實施例的測量狀態的示意圖；
具體實施例方式
以下，將結合附圖對本發明進行詳細描述。
本發明用于利用以下事實測量人體的內部狀況正如日常生活中能夠通過身體體驗的靜電這樣的經驗事實所啟示的人體是一個靜電導體，電場是根據由人體內的各種生物反應所產生的電位變化所形成的，以及準靜電場具有關于距離的很高的分辨率。首先，該測量方法的仿真結果示于圖1至圖3。
(1)仿真結果圖1至圖3示出了當產生電場的兩個電極EDa和EDb被放置在人體的外部附近，以及當對每個電極ED施加電壓產生一個準靜電場的情況下的仿真結果。注意在該仿真過程中，假定人體經過處理具有一個均一的相對的介電常數50。
圖1以截面圖示出當施加到電極EDa的電壓為1(V)，施加到電極EDb的電壓為-1(V)時，由每一電極ED產生的準靜電場的附近不存在血管的情況下的狀態。在圖1中，可以看出，電位為0(V)的等勢面產生在電極EDa和電極EDb的中間，每一電極ED所產生的電場模式相同。
另一方面，圖2以截面圖示出當施加到電極EDa的電壓為1(V)，施加到電極EDb的電壓為-1(V)時，由每一電極ED產生的準靜電場的附近存在血管的情況下的狀態。但是假定該血管以1至2(Hz)的頻率博動，根據該博動在血管壁和血液間的接觸處形成0.6(V)的電位(稱為電雙層邊界電位)。在圖2中，可以看出，相比于圖1的仿真結果，等勢面在電極EDb的一邊發生了變化，電場模式也相應的發生了變化。這意味著人體內在每一電極ED的附近存在一個正電位(電場)，這種變化是該正電位和每一電極ED產生的準靜電場間相互作用的結果。
圖3也以截面圖示出了當施加到每一電極ED的電壓與圖2中的相反(即施加到電極EDa的電壓為-1(V)，施加到電極EDb的電壓為1(V))時的狀態。在圖3中，可以看出，類似于圖2示出的仿真結果等勢面形成在靠近電極EDb的位置。這意味著類似于圖2示出的仿真結果，該等勢面的形成是存在于人體內每一電極ED附近的正電位(電場)和每一電極ED產生的準靜電場間相互作用的結果。
從圖1到圖3示出的仿真結果可以看出，如果在電極ED附近提供準靜電場檢測裝置檢測上述相互作用的結果，則由生物反應導致的電位變化能夠根據該準靜電場檢測裝置的檢測結果以非接觸的方式進行測量。
該準靜電場的強度反比于距離該電場源(電極EDa和EDb)的距離的立方。這意味著該準靜電場具有一個關于距離的很高的分辨率。如果利用該準靜電場的特性提供靜電場產生裝置來產生多種準靜電場(后面稱為準靜電場級)，每一準靜電場級具有一個至人體內部的不同距離，即一種檢測人體內的生物反應造成的影響的不同的深度范圍(后面稱為生物反應檢測區)，則可能分層測量人體的內部狀況。這里，在解釋準靜電場級之前，首先解釋一下該準靜電場的特性。
(2)準靜電場的特性電場是作為線性反比于到源的距離的輻射電場、反比于到源的距離的平方的感應電磁場和反比于到源的距離的立方的準靜電場的結合電場而產生的。
圖4圖形化示出表示輻射電場、感應電磁場和準靜電場中的每一個關于距離的相對強度間的關系的結果。但是，在圖4中，每一電場在1(MHz)時的相對強度與距離間的關系以對數標度示出。
正如可從圖4中看出的，存在一個距離(后面稱為場強邊界點)，在該距離上，輻射電場、感應電磁場和準靜電場的相對強度彼此相等。此時，在遠離該場強邊界點的位置，輻射電場占主導(該狀況下輻射電場的強度高于感應電磁場和準靜電場)，而在比該場強邊界點更近的位置上，準靜電場占主導(在該狀況下準靜電場的強度高于輻射電場和感應電磁場)。
在根據麥克斯韋方程得到電場強度的過程中，該場強邊界點可用如下的公式表示，其中r(m)是距離，k(l/m)是波數。
r=1k]]>接下來，公式(1)中的波數k可由以下的公式表示，其中v(m/s)是電場在介質中的傳播速度，f(Hz)是頻率。
k=2πfv]]>電場的傳播速度v用以下的公式表示，其中c(m/s)是光速(c＝3×108)，ε是介質的相對介電常數。
v=cϵ]]>因此，場強邊界點可通過將公式(2)和公式(3)代入公式(1)并排列代入的結果所獲得的以下公式表示。
r=c2πf·ϵ]]>正如從公式(4)中看到的，當其強度高于輻射電場和感應電磁場的準靜電場的空間增加，頻率接近相關，并因此在一個更低的頻率上，該強度高于輻射電場和感應電磁場的準靜電場的空間變大(即到如圖4所示的該場強邊界點的距離隨頻率變小而變大(也就是說位置右移))。另一方面，在一個更高的頻率上，該強度高于輻射電場和感應電磁場的準靜電場的空間變小(即到如圖4所示的該場強邊界點的距離隨頻率變大而變短(也就是說位置左移))。
例如，當選擇頻率為10(MHz)，假定人體均一的相對介電常數是50，根據上面描述的公式(4)，則在一個比0.675(m)更近的位置上準靜電場占主導。圖5示出當選擇頻率為10(MHz)時，圖形化表示每一輻射電場、感應電磁場、準靜電場關于距離的的相對強度關系所獲得的結果。
如圖5所示，當例如設定距離電場源(電極EDa和EDb)的最大生物反應檢測區(檢測人體內的生物反應的影響的深度范圍)為0.01(m)，則在該電場源和0.01(m)的位置間的位置上的準靜電場強度大于該感應電磁場的強度約18.2(dB)。因此，可以認為這種情況下該準靜電場不受該感應電磁場和輻射電場的影響。
利用上述準靜電場的特性，這里描述了一種方法，當從人體表面到表面以內0.01(m)的位置執行檢測時，用于產生一個準靜電場級以便以0.001(m)的間隔檢測從人體表面到人體表面以內0.01(m)的區域內該生物反應的影響，例示于圖6。
(3)準靜電場級如圖6所示，10(MHz)的參考頻率指定給0.001(m)的深度，其對應于距離人體表面最小的生物反應檢測區，每次該生物反應檢測區(即距離人體表面的深度)以0.001(m)連續增加一次，指定相應于該檢測區的一個頻率。以這種方式，該準靜電場的生物反應檢測區可利用這些頻率對應于被測對象的深度進行控制。
但是，此時，其中準靜電場占主導的空間隨頻率的增加而減小，(也就是說圖4示出的場強邊界點左移)，這樣在對應于該高頻的生物檢測區的邊界附近該準靜電場和感應電磁場的電場強度間的差小于18.2(dB)。結果，用作檢測該生物反應影響的指示器的該準靜電場級的場強變得不穩定，從而測量準確度的可靠性降低。
此時，如果調節輸出以使得在對應于每一高于10(MHz)的頻率f(r)的場強邊界點處的電場強度與對應于頻率為10(MHz)處的生物反應檢測區(距離電極的深度為0.001(m))的電場強度相等，才可能因為該準靜電場變得穩定而確保測量準確度的可靠性。
也就是說，當輸出一個正弦波電壓至一對用于產生電場的電極以根據從電極輸出的該正弦波電壓的頻率產生一個準靜電場振蕩時，假定執行上述輸出調節的系數(后面稱為輸出調節系數)是A(r)，在距離該對電極的生物反應檢測區(距離)r(m)處該準靜電場的電場強度E(r)由以下公式表示。
E(r)=A(r)r3]]>當公式(5)中的生物反應檢測區(距離)r根據涉及場強邊界點的上述公式(4)進行修改，則可以得到下面的公式。
E(r)=A(r)·c(2πf·ϵ)3]]>頻率f(r)可以確定，這樣對應于高于10(MHz)的每一頻率f(r)的場強邊界點的電場強度與對應于10(MHz)頻率的生物反應檢測區(距離電極0.001(m))的電場強度相等。這樣，得到以下公式。
A0.001=1[c2π·10×106·ϵ]3]]>=1[c2πfr·ϵ]3]]>排列公式(7)，得到以下公式。
Ar=[10×106fr]3A0.001]]>利用公式(8)，可以確定在輸出對應于該生物反應檢測區(距離)r的頻率f(r)的正弦波電壓時的輸出系數A(r)。
而且，對于距離產生該準靜電場的電極地以0.001(m)連續增加的每一深度，對應于每一生物反應檢測區(距離)r的頻率f(r)可由下式表示。
A000110.0013=Ar1r3]]>通過根據上述公式(8)修改公式(9)中的輸出系數A(r)，可以得到下面的公式。
A000110.0013=[10×106fr]3A00011r3]]>接下來，可以通過利用排列公式(10)得到的下面的公式確定輸出系數A(r)。
fr0.01r·10×106=10×103r]]>圖7示出了圖形化表示根據以這種方式確定的上述每一種條件產生的準靜電場級獲得的結果。但是，圖7中為了清楚起見，沒有示出每一0.001(m)深度的生物反應檢測區(距離)，而是僅示出了對應于預定生物反應檢測區(0.001(m)，0.002(m)，0.004(m)，0.006(m)，0.008(m)，0.01(m)處)的準靜電場。另外，圖7(A)中的豎軸(電場強度)，圖7(B)中的豎軸(電場強度)和橫軸(距離)以對數標度示出。從圖7可以看出，當準靜電場的電場強度固定為例如場強邊界點處的值作為預定參考值，則該準靜電場的生物反應檢測區(距離)可通過頻率進行準確地控制，以對應于被測對象的深度。
注意雖然描述了針對距離產生電場的電極每一0.001(m)深度產生的該準靜電場的情況(圖6)，但實際上，產生準靜電場的每一深度的大小的選擇是要考慮要被檢測的生物反應的影響離人體表面的距離。此時，根據所選擇的結果得出公式(8)和(11)后，分別確定輸出調節因子和產生具有可靠性的該準靜電場級的頻率。
以這種方式，該準靜電場產生裝置能夠產生具有可靠性的該準靜電場級，作為一個測量該生物反應的影響的指示器。
另外，如果該準靜電場檢測裝置用于檢測與由于對應于每一準靜電場級的頻率的生物反應檢測區(距離)內的生物反應引起的電位變化相互作用的結果，則由于人體內的生物反應引起的電位變化也可以分層進行測量。
(4)測量裝置的結構圖8示出了根據本發明的測量裝置1，具有準靜電場產生裝置和準靜電場檢測裝置，如上所述。在該測量裝置1中，該準靜電場產生裝置包括輸出源2(后面稱為交流電壓輸出源)，輸出分別對應于多個頻率的多種正弦波電壓(后面稱為交流電壓)；一對產生電場的電極4a和4b，與交流電壓輸出源2連接，并通過一個薄絕緣片3設置在人體表面的一個預定位置上，該絕緣片3的介電常數選擇為接近空氣的；和輸出調節部分5，控制該交流電壓輸出源2的輸出。
該交流電壓輸出源2的每一正弦波交流電壓被選擇為對應于根據上述公式(8)所確定的每一頻率。而且，該輸出調節部分5從低頻正弦波電壓起在每單位時間連續輸出每一正弦波交流電壓。此時，每一正弦波電壓根據由上述公式(11)確定的輸出調節系數進行相應地調節，然后輸出至產生電場的電極4a和4b。
結果，從產生電場的電極4a和4b，從一個具有更小生物反應檢測區(距離)的準靜電場級以時分的方式連續的產生具有可靠性的準靜電場級。在這種情況下，其頻率對應于包括一個血管VE的生物反應檢測區的該準靜電場由于該血管VE的生物反應引起的電位變化(電雙層邊界電位)的影響也發生了改變。同時，對應于包括人體內的各種細胞(未示出)該生物反應檢測區的每一頻率的準靜電場受人體內的各種細胞的生物反應(例如神經細胞的神經元刺激，預定細胞的電傳輸系統)引起的電位的變化的影響也分別發生了改變。
另一方面，在測量裝置1中，準靜電場檢測裝置由準靜電場檢測部分15構成，用于通過電場檢測電極11a、11b和放大器12a、12b檢測與由產生電場的電極4a和4b連續產生的每一生物反應檢測區相對應的頻率的準靜電場的變化，作為一個信號S1(后面稱為場強變化信號)。模數轉換器(ADC)13a、13b轉換該場強變化信號S1為檢測數據D1(后面稱為場強變化數據)，并發送該檢測數據至測量部分20。
此時，測量部分20通過對從ADC13輸出的場強變化數據D1執行FFT處理，執行測量以提取大于預定設置級的電位變化，該變化是由于對應于每一頻率的每一生物反應檢測區的生物反應引起的電位變化造成的，并發送測量結果作為數據D2(后面稱為X線斷層生物反應數據tomographic biologicalreaction data)至活體X線斷層圖準備部分30。
該設置級由用戶設置，例如設置為±5(mv)的電位變化或其他。因此，由神經元刺激引起的神經動作電位的變化、由血管跳動引起的電雙層邊界電位的變化等等都作為被提取的對象，并且此時，該X線斷層生物反應數據D2中的由于微小生物反應(如預定細胞中的電傳輸系統等)引起的電位變化數據被去除。
該活體X線斷層圖準備部分30，通過利用如根據該X線斷層反應數據D2的代數方法執行活體X線斷層準備處理，產生活體X線斷層數據(后面稱為活體X線斷層數據)D3，并輸出該活體X線斷層數據至顯示設備(未示出)。結果，對應于該X線斷層生物反應數據D2的、由血管、神經等在電場產生電極4a、4b下引起的生物反應的狀態被顯示。
以這種方式，該測量裝置1能夠同時非侵入式地測量人體內每一層的不同的生物反應，并能提供測量結果信息。
除了上述結構，測量裝置1還包括一個圍繞電場產生電極4a和4b的電屏蔽部分SL1，以與電極4a和4b進行電隔離，以及圍繞電場檢測電極11a和11b的電屏蔽部分SL2、SL3，以與電極11a、11b電隔離。
結果，在測量裝置1中，可能盡量的避免外部噪聲而不是準靜電場級(具有對應于多個頻率中的每一個的距離的基本上固定的電場強度的準靜電場)中的場強變化被檢測。因此，可能準確地測量生物反應的電位變化的真實軌跡大小。
而且，在根據本實施例的測量裝置1中，如圖9所示，對應于電場產生電極4a和4b的電場檢測電極11a和11b呈直線排列，以形成一個電極組ME單位(后面稱為單位測量電極)，通過將該單位測量電極在同一平面內排成k行來形成一系列電極組(后面稱為表面測量電極)FME。
另外，在測量裝置1中，例如如圖10所示，通過絕緣片3提供了多個互相鄰接的表面測量電極FMEi。
此時，每一表面測量電極FMEi中的每一單位測量電極ME1至MEk的電場產生電極4a和4b(i×k組電極4a、4b)分別被連接至公共的交流電壓輸出源2，同時電場檢測電極11a和11b(i×k組電極11a、11b)分別被連接至公共對應的放大器12a、12b(圖8)。
結果，在測量裝置1中，可能在更寬的范圍內實時地測量人體內每一層的不同的生物反應，由此例如能夠動態以致同時的測量血流和神經流。
(5)測量處理過程這里，包括輸出調節部分5和測量部分20的控制部分40中的測量處理根據圖11示出的測量處理程序RT1執行。
也就是說，當測量裝置1的主電源開啟，控制部分40開始測量處理程序RT1，在步驟SP1選擇表面測量電極FME1(圖10)作為產生準靜電場級的電極。在步驟SP2選擇單位測量電極ME1(圖9)之后，控制部分40在步驟SP3選擇一個具有最小頻率f1(圖6)的正弦波電壓，該頻率作為輸出至該單位測量電極ME1(圖9)的電場產生電極4a和4b的頻率。在步驟SP4，控制部分40輸出該選擇的正弦波電壓至該電場產生電極4a和4b。
此時，產生了來自每一電場產生電極4a和4b的生物反應檢測區達到0.001(m)的準靜電場(圖6)，這樣當電場產生電極4a和4b下人體內的每一層中存在血管等類似物時，該準靜電場與對應于由該血管等類似物的生物反應引起的電位變化的電場相互作用。
然后，在步驟SP5，控制部分40在其內部存儲器中臨時性地存儲電場強度變化數據D1(圖8)，該數據是作為生物反應檢測區內準靜電場強度變化的檢測結果通過對應的電場檢測電極11a和11b輸入的。在步驟SP6，控制部分40判斷從步驟SP4的輸出操作開始是否已經經過了預定的時間，如果判斷的結果是肯定的，則在步驟SP7停止輸出正弦波電壓。
之后，控制部分40在步驟SP8對在步驟SP5臨時存儲的場強變化數據D1執行頻率分析處理，并因而執行測量以提取在到0.001(m)的生物反應檢測區內由于生物反應引起的電位變化，該電位變化大于一個設定的水平并在內部存儲器中臨時存儲該測量結果。然后，在步驟SP9，控制部分40判斷是否所有頻率fn的正弦波電壓都已輸出至電場產生電極4a和4b。
如果判斷的結果是否定的，意味著由于單位測量電極ME1下(圖9)所有生物反應檢測區內的生物反應引起的電位變化的提取工作還沒有完成。此時，控制部分返回步驟SP3，并改變將要輸出的頻率f1為下一頻率f2，并重復上述過程。
在該方式中，如果步驟SP9中判斷的結果是肯定的，即單位測量電極ME1(圖9)的電場產生電極4a和4b的所有頻率f1至fn的正弦波電壓重復了上述過程，控制部分40在步驟SP10判斷所有單位測量電極ME1至MEk內的生物反應引起的電位變化的提取結果是否已經完成。
如果判斷的結果是否定的，意味著由于表面測量電極FME1(圖10)下所有生物反應檢測區內的生物反應引起的該電位變化的提取還沒有完成。此時，控制部分40返回步驟SP2，并將對其產生正弦波電壓的電極的選擇，從單位測量電極ME1變為下一單位測量電極ME2，然后重復上述過程。
在該方式中，如果步驟SP10中判斷的結果是肯定的，即表面測量電極FME1(圖10)的單位測量電極ME1至MEk的所有電極都已重復了上述過程，控制部分40在步驟SP11判斷所有表面測量電極FME1至FMEi內的生物反應引起的該電位變化的提取結果是否已經獲得。
如果結果是否定的，意味著所有表面測量電極FME1至FMEi(圖10)內的所有生物反應檢測區內的生物反應引起的該電位變化的提取還沒有完成。此時，控制部分40返回步驟SP1，將對其產生正弦波電壓的電極的選擇，從表面測量電極FME1變為下一表面測量電極FME2，然后返回步驟SP1并重復上述過程。
在該方式中，當步驟SP11中判斷的結果是肯定的，意味著所有表面測量電極FME1至FMEi(圖10)都已重復了上述過程，控制部分40在步驟SP12根據在步驟SP8臨時存儲的在所有表面測量電極FME1至FMEi下所有生物反應檢測區內的生物反應引起的電位變化產生X線斷層生物反應數據D2，并發送產生的數據至活體X線斷層圖準備部分30。在發送操作之后，控制部分40返回步驟SP13，終止該測量處理程序RT1。
在該方式中，控制部分40用于執行該測量過程。
(6)當前實施例的操作和效果在上述結構中，該測量裝置1每單位時間連續地從具有較低頻率的電壓開始，將多個具有預定頻率的正弦波電壓從交流電壓輸出源2輸出到電場產生電極4a和4b，并由此以時分方式產生對應于準靜電場的電場強度比感應電磁場的更占主導的狀態下的頻率的準靜電場振蕩。
然后，該測量裝置1檢測由電場產生電極4a和4b所產生并應用于人體的準靜電場和與由人體內的生物反應引起的電位變化相對應的電場間的相互作用的結果，并執行測量以從相互作用的結果中提取電位的變化。
因此，在該測量裝置1中，可能同時測量不同的生物反應作為由該不同生物反應引起的電位變化，如血管的電雙層邊界電位、神經動作電位等，這樣人體內的很多信息就能夠同時獲得。
在這種情況下，在測量裝置1中，調節輸出至電場產生電極4a和4b的正弦波電壓(每一輸出對應于每一頻率)，以使得在每一距離產生的對應于每一頻率的每一準靜電場的強度變為預定的參考電場強度。
因此，在該測量裝置1中，在該準靜電場的強度高于感應電磁場的強度的狀態下，可以均勻地產生用作測量生物反應的影響的指示器的該準靜電場的強度，并且因此，可能產生具有測量精度的可靠性的穩定的準靜電場。
而且，在這種情況下，配置該測量裝置1，以便一對產生電極和一對檢測電極合成一個單位電極，并且多個單位電極形成在一個表面上。因此，在該測量裝置1中，人體內每一層中不同的生物反應可在一個很寬的范圍內實時進行測量，結果，如血流、神經流等也可動態地測量。
在上述的結構中，相比于輻射電場和感應電磁場，更高強度的準靜電場被產生，因此產生并被應用于人體的準靜電場和由人體內的生物反應引起的電場間的相互作用的結果被檢測，這樣測量被執行以根據相互作用的結果提取電位的變化。從而，不同的生物反應能夠被同時檢測，人體內的很多信息能夠被同時獲得，結果被測對象的內部狀況能夠被更準確的捕獲。
(7)其他實施例值得注意的是在上述的實施例中，描述了產生比輻射電場和感應電磁場更高強度的準靜電場的準靜電場產生裝置由交流電壓輸出源2、電場產生電極4a和4b、和輸出調節部分5構成，如圖8所示，但本發明并不僅限于此，該準靜電場產生裝置可以由其他多種結構實現。
而且，作為用于產生比輻射電場和感應電磁場更高強度的準靜電場的該準靜電場產生裝置的產生方法，作為輸出調節裝置的輸出調節部分5用于使得交流電壓輸出源2以時分方式從具有較低頻率的電壓開始連續輸出正弦波電壓至電場產生電極4a和4b，從而產生該準靜電場，從而可能以時分方式獲得在對應于多個頻率的每一個的每一距離處的較感應電磁場更高的電場強度。但是，本發明并不僅限于此，輸出調節部分5可能向電場產生電極4a和4b輸出每一正弦波電壓的合并結果，以產生該準靜電場，從而可能以非時分方式但同時獲得在對應于多個頻率的每一個的每一距離處的較感應電磁場更高的電場強度。在這種情況下，作為多個頻率分量的合并結果的該準靜電場被同時產生，這樣該檢測結果包括多個頻率分量。因此，可能獲得與上面通過利用FFT處理分解每一頻率的檢測結果的實施方式相同的效果。
另外，作為用于產生比輻射電場和感應電磁場更高強度的準靜電場的該準靜電場產生裝置的產生方法，只有交流電壓輸出源2的預定的正弦波電壓可被輸出，由此該準靜電場在人體內的預定位置被選擇性地產生。
另外，在上述實施例中，描述了人體作為被測對象測量人體內的生物反應的情況。但是，本發明并不僅限于此，本發明還可以通過將動物、植物等作為被測對象測量這些對象體內的生物反應，通過將地面上特定點作為被測對象測量地面上特定點處的水流，通過將生還者作為被測對象測量由于災難倒塌的倒塌建筑物內存在的生還者的生物反應，通過將電子設備作為被測對象測量預定精密的電子設備的預定動態響應，以及通過將搬運對象作為被測對象測量預定搬運對象內存在的預定動態反應，等等。除了這些，本發明還可以測量各種被測對象內的各種動態反應。
而且，在上述實施例中，描述了電場檢測電極11a、11b和放大器12a、12b被作為準靜電場檢測裝置用來檢測應用于被測對象的準靜電場和對應于由被測對象內的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果。但是，本發明并不僅限于此。如圖12所示，對應于圖8的部分分別由相同的參考標記表示，相互作用的結果可通過ADC106由阻抗變化檢測部分105和伏特計104檢測，該阻抗變化檢測部分105根據連接在電場產生電極4b和交流電壓輸出源2間的一個電表103所獲得的測量值檢測阻抗的變化，該伏特計104連接在交流電壓輸出源2的輸出之間。
而且，在這種情況下，該相互作用的結果也可通過其他各種準靜電場檢測裝置來檢測，如檢測作為感應電壓而感應的電壓的感應電極型場強計；感應電極調制放大型場強計，其中由一個感應電極獲得的DC信號通過利用斬波電路、振蕩電容等被轉換為AC；電光效應型場強計，其通過將電場應用于物質而檢測具有電光效應的物質內引起的光傳播特性的改變；靜電計；分路電阻型場強計；集流型場強計等等。
而且，在上述的實施例中，描述了執行FFT處理的測量部分20作為提取裝置從相互作用的結果中提取由被測對象內的動態反應引起的電位變化。但本發明并不僅限于此，測量部分也可以執行除FFT處理之外的其他頻率分析處理。
而且，在上述的實施例中，描述了通過直線型排列對應于電場產生電極4a、4b的電場檢測電極11a、11b形成單位測量電極ME(圖9)，通過在同一平面內排列多個單位測量電極成k行形成一組表面測量電極FME的情況。但本發明并不僅限于此，也可以采用形狀和排列方式不同于圖9和圖10所示的方式形成各種單元測量電極ME和表面測量電極FME。關鍵是形成一對鄰接的電場產生電極4a、4b和一對鄰接的并對應于該電極4a、4b的電場檢測電極11a、11b作為一個單元(一個單元測量電極ME)，并在同一平面內排列該多個單元。
另外，在上述的實施例中，描述了當由于人體內的生物反應引起電位變化時測量血管或神經的電位變化的情況。但是，本發明并不僅限于此，由于特定的細胞本身引起的電位變化也可以被測量。
特別地，如圖13所示，提供了一對單位測量電極ME1、ME2以使得準靜電場從彼此不同的方向向內作用，每個單位測量電極由電場產生電極4a、4b和電場檢測電極11a、11b組成，每一電極的尺寸近似等于一個細胞級，并且從單位測量電極ME1和ME2施加的每一準靜電場的可達距離(生物反應檢測區)通過輸出調節部分5連續增加。此時，如上所述，準靜電場的可達距離r1、r2的交叉點P由阻抗變化檢測部分105根據電場檢測電極11a、11b檢測的阻抗變化通過電表103和伏特計104檢測。此時，從兩個單位測量電極ME1和ME2施加的每一準靜電場的可達距離(生物反應檢測區)是固定的，通過根據交叉點被檢測時的阻抗變化反向估計在交叉點被檢測前的阻抗變化，測量交叉點處由于細胞內的生物反應引起的電位變化。以這種方式，由于特定細胞級的生物反應的電位變化可以被測量，因此可能不僅避免在傳統的修補嵌位方法中，微吸管與細胞壁接觸及微吸管的控制在光學顯微鏡下執行，而且能夠進行非侵入式和非接觸式的測量。
另外，在上述的實施例中，描述了準靜電場由電場產生電極4a、4b產生的情況。但是，除此以外，根據本發明，也可以為電場產生電極4a、4b提供限制準靜電場的方向性如呈直線形式的方向性限制裝置。因此，可能執行專門針對與被測對象內的動態反應相互作用的結果的檢測操作，而不檢測與外部噪聲的相互作用結果，從而可以進一步增強測量的準確度。
另外，在上述的實施例中，描述了準靜電場作為被測對象以便測量由于人體內的生物反應引起的電位變化的情況。但是，本發明并不僅限于此，也可以在測量的同時產生作為被測對象的用于治療的準靜電場。在這種情況下，可能不僅以非接觸方式執行治療，而且實時測量該治療的影響，從而在診斷和研究時實現簡化。
另外，在上述實施例中，描述了由血管的博動引起的電雙層邊界電位的變化被測量的情況。但是，根據本發明，除此以外，也可以通過考慮時基區測量博動本身。
另外，在上述實施例中，描述了提供活體X線斷層圖準備部分30，根據測量結果(X線斷層反應數據D2)產生活體X線斷層數據D3并輸出該X線斷層數據至顯示部分(未示出)的情況。但是，本發明并不僅限于此，還可以提供一個鑒別部分來根據測量結果鑒別劇烈的損傷及其他疾病。通過這種方式，可以在測量的同時進行簡單的診斷。
另外，在上述實施例中，描述了提供活體X線斷層圖準備部分30，其根據測量結果(X線斷層反應數據D2)產生活體X線斷層數據D3并輸出該X線斷層數據至顯示部分(未示出)的情況。然而，本發明并不限于所述情況，并且也可以提供基于測量結果鑒別急性損害和其他疾病的鑒別部分。通過這種方式，可以利用所述測量同時執行簡單診斷。
此外，在上述實施例中，描述了提供活體X線斷層圖準備部分30的情況，該活體X線斷層圖準備部分30基于測量結果(X線斷層反應數據D2)產生活體X線斷層數據D3，并輸出該X線斷層數據至顯示部分(未示出)。但是，與此不同，根據本發明，也可以提供認證信息產生裝置，其產生用于執行預定的認證處理的認證信息，并輸出該認證信息至外部裝置。由此，可以利用在專用于人體的模式中形成的生物反應作為該認證信息，以進一步確保外部裝置中的信息的機密性。
另外，在上述的實施例中，描述了檢測準靜電場產生裝置產生的、應用于人體的準靜電場和對應于由人體的生物反應引起的電位變化的電場間的相互作用的結果的情況，其中該電位變化根據該檢測結果被提取出。但是，本發明并不僅限于此，例如，在一個鯊魚的例子中，射線等通過一個存在于它們的頭部被稱做Lorenzini的壺腹的器官檢測在活體中產生的電場(準靜電場)，由此識別一個存在于它們的身體中作為它們的誘餌的活體，也可以對該活體內的生物反應引起的電位變化通過上述的準靜電場檢測裝置直接檢測，由預定的生物反應引起的電位變化通過參考如一個其中事先存有電位變化水平和生物反應的種類的對應關系的列表，從所檢測的電位變化的電平中提取。
工業應用性本發明應用于非侵入式測量被測對象如活體、預定電子設備和地面的內部狀況的場合。
權利要求
1.一種測量裝置，包括準靜電場產生裝置，產生一個較輻射電場和感應電磁場更高場強的準靜電場；準靜電場檢測裝置，檢測由該準靜電場產生裝置產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的相互作用結果；和提取裝置，從該準靜電場檢測裝置檢測的相互作用的結果提取該電位變化。
2.如權利要求1所述的測量裝置，其中所述的被測對象是一個活體；所述準靜電場檢測裝置檢測與所述的與由該活體內的生物反應引起的電位變化相對應的電場的所述相互作用的結果。
3.如權利要求1所述的測量裝置，其中所述準靜電場產生裝置在對應于所述多個頻率的每一距離處分別產生所述高于所述感應電磁場的場強的所述準靜電場。
4.如權利要求1所述的測量裝置，其中所述準靜電場產生裝置以時分的方式，在對應于所述多個頻率的每一所述距離處為每一所述距離產生高于所述感應電磁場的場強的準靜電場。
5.如權利要求3所述的測量裝置，其中所述準靜電場產生裝置包括輸出調節裝置，調節對應于到預定電極的每一所述頻率的每一電壓的輸出，以使得在每一所述距離處產生的分別對應于每一頻率的每一所述準靜電場的強度變為預定的場強，并輸出一個調節后的每一所述電壓的合并結果。
6.如權利要求4所述的測量裝置，其中所述準靜電場產生裝置包括輸出調節裝置，調節對應于到預定電極的每一所述頻率的每一電壓的輸出，以使得在每一所述距離處產生的分別對應于每一頻率的每一所述準靜電場的強度變為預定的場強。
7.如權利要求1所述的測量裝置，其中所述準靜電場產生裝置包括一對產生所述準靜電場的產生電極；所述準靜電場檢測裝置包括一對用于檢測所述相互作用結果的檢測電極；所述產生電極對和所述檢測電極對形成為一個單位電極，多個所述單位電極形成在同一平面上。
8.一種測量方法，包括準靜電場產生步驟，產生一個較輻射電場和感應電磁場更高場強的準靜電場；準靜電場檢測步驟，檢測由該準靜電場產生裝置產生并應用于一個被測對象的準靜電場和對應于被測對象內部的動態反應引起的電位變化的電場間的作用結果；和提取步驟，從該準靜電場檢測裝置檢測的相互作用的結果中提取該電位變化。
9.如權利要求8所述的測量方法，其中所述被測對象是一個活體；并且其中在所述準靜電場檢測步驟檢測與所述與由該活體內的生物反應引起的電位變化相對應的電場的所述的相互作用的結果。
10.如權利要求8所述的測量方法，其中在所述準靜電場產生步驟在對應于所述多個頻率的每一所述距離處分別產生高于感應電磁場的場強的所述準靜電場。
11.如權利要求8所述的測量方法，其中在所述準靜電場產生步驟以時分的方式，在對應于所述多個頻率的每一所述距離處為每一所述距離產生所述高于感應電磁場的場強的準靜電場。
12.如權利要求10所述的測量方法，其中所述準靜電場產生步驟包括輸出調節步驟，調節對應于到預定電極的每一所述頻率的每一電壓的輸出，以使得在每一所述距離處產生的分別對應于每一頻率的每一準靜電場的強度變為預定的場強，并輸出一個調節后每一所述電壓的合并結果。
13.如權利要求11所述的測量方法，其中所述準靜電場產生步驟包括輸出調節步驟，調節對應于到預定電極的每一所述頻率的每一電壓的輸出，以使得在每一所述距離處產生的分別對應于每一頻率的每一準靜電場的強度變為預定的場強。
14.一種測量裝置，包括準靜電場檢測裝置，檢測由活體內的生物反應引起的電位變化；提取裝置，從所述準靜電場檢測裝置所檢測的電位變化提取由預定的所述生物反應之一引起的所述電位變化之一。
15.一種測量方法，包括準靜電場檢測步驟，檢測由活體內的生物反應引起的電位變化；提取步驟，從所述準靜電場檢測步驟檢測的電位變化提取由預定的所述生物反應之一引起的所述電位變化之一。
全文摘要
可能更為準確地捕獲被測對象內的狀況。一種測量裝置包括準靜電場產生裝置，產生一個具有較輻射電場和感應電磁場更高強度的準靜電場；準靜電場由所述產生施加到人體；準靜電場檢測裝置，根據由人體內的生物反應產生的電位變化檢測電場的相互作用的結果；和提取裝置，從所述相互作用結果提取該電位變化。
文檔編號G01N27/00GK1845701SQ200480024948
公開日2006年10月11日 申請日期2004年8月6日 優先權日2003年8月29日
發明者滝口清昭 申請人:索尼株式會社
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