• 专利附录
  • 专利说明
  • 权利要求
  • 类似技术
  • 同族专利
  • 引用文献
  • 法律状态
  • 优先权
    • 专利摘要:

    公开号:WO1987000024A1
    申请号:PCT/JP1986/000122
    申请日:1986-03-10
    公开日:1987-01-15
    发明作者:Hiroshi Motoyama；Fumiaki Nukada
    申请人:Hiroshi Motoyama；Fumiaki Nukada；
    IPC主号:A61B5-00
    专利说明:
    [0001] 明 細 書
    [0002] 内臓 -自律神経機能轸断装置
    [0003] 技 術 分 野
    [0004] 本発明は生体における各臓器の機能伏况と自律神経のバラ ンス伏 態とを診断するための内臓 -自律神経機能診断装置に関するもので ある。
    [0005] 背 景 技 術
    [0006] 一般に西洋医学においては、 各臓器の機能や疾病の検査轸断を行 うにあたっては、 心臓の機能を測定する場合の心電図等は別として. 主として生化学的な臨床検査が行われている。 しかし、 このような 生化学的検査によれば多大の費用， 時間， 労力を必要とし、 さ らに 検査を受ける患者の苦痛を伴う ことが多い。
    [0007] これに対して東洋医学、 特に針灸学では、 全身的に 「経絡」 とい う系統 （刺激感受系または反応.系として認知できる） の存在を臨床 経験的に知り、 これら経絡が或る臓器およびそれを支配する自律神 経と密接な関係があることを確認し、 この経絡における反応点 （ 「 経穴」 、 俗に 「ッボ」 と称される） の異常状態を見付け出すこ とに よりその反応点に関連付けられた各臓器の疾病の有無を診断し、 あ るいはこの異常状態にある反応点に対して針， 熱， 電気等による物 理的な刺激を与えることによって異常状態を調整するような治療が 行われていることは周知である。
    [0008] ところで、 数多く の反応点の中から異常状態にある反応点を見付 け出すには、 従来、 検者の指先の感覚と被検者の知覚により決定さ れているが、 これには検者の多年の経験と熟練とを必要とする。 そ こで反応点 （経穴） の皮] には電気抵抗あるいはィ ンビーダンスの 減弱が顕著にあらわれることを利用して、 経験や熟練によらないで 電気的に経穴を探索し、 診断を行う装置が作られている。 その一つ の例として 「皮電計」 あるいは 「ノ イ ロメ ータ」 があり、 これらは 身体の一部皮) f面に一つの電極を接触固定し、 他の部分、 例えば体 軀幹， 手足等の皮) f面にローラー電極を接触移動させて、 これらの 電極の間に現れる電気抵抗あるいはィ ンビ—ダンスを検出し、 各部 位における電気的変化の差を求めて各臓器の機能伏况、 疾病を検査 し治療を行う ものである。 しかしながらこれらの 「皮電計」 あるい は 「ノ イ ロメ ーター」 によれば、
    [0009] ( a ) 体躯幹等では一つの臓器に対応する経絡における反応点が多 数 （例えば 3 0個程度) あるために検査に時間が多くかかる，
    [0010] ( b ) 反応点に深浅， 大小があって必要な反応点を見つけることが 困難なことがある、
    [0011] ( c ) 皮 にかける電圧が 9 〜 2 7 Vと比較的高く、 体表上に何度 も繰返してローラー電極を接触させて検査を行っているう ち に、 体表に電気的反応が起きて至る所で興奮反応が生じ、 正 しい測定値を得ることが不可能となる、
    [0012] ことがしばしばあった。
    [0013] 反応点の異常を知る他の手段としては、 感熱度測定器がある。 こ れは手足の指端の経穴であるいわゆる 「并穴」 が経絡の末端になつ ているという ことを利 して、 ここに一定の温熱刺激を持続的に与 えて熱さを感ずる限界を数値で決め、 その感熱度の差によって異常 の著しい経絡を見付け出すものである。 しかし、 この感熱度測定器 によれば、 経穴付近の熱知覚の変化を調べ、 熱知覚神経を検査する のにはよいが、 測定に使う温熱が刺激となつて指全体の温度が上昇 し、 またその部分の感覚が変化して正確な数値が得られないことが あり、 かつ被検者にはかなり苦痛を与える結果となる。
    [0014] 以上のような問題点を解決した装置として次のような内臓-自律 神径機能診断装置が開発されている （特公昭 5 2 - 4 8 7 8号公報 ) 。 この内臓-自律神経機能轸断装置によれば、 生体の任意の位置 例えば腕部の皮 Jf上に不関電極を接触固定し、 生体の左右对称先端 部、 例えば両手の指端の井穴に関電極を取付ける。 そして、 関電極 -不闋電極間に 2 〜 3 Vの直流電圧を印加して、 左右の指端別々に 各 「井穴」 における皮 If面の直流抵抗値または直流電流値の安定値 を測定し、 その測定結果に基づいて、 内臓および自律神経機能につ いて診断を行っている。
    [0015] しかし、 この內臓-自律神轻機能診断装置では直流抵抗値または 直流電流値,の安定値を測定するのみであり、 この測定値から得られ る生体情報の量が少ないという欠点がある。
    [0016] 発 明 の 開 示
    [0017] 本発明者等は、 上述した種類の内臓 -自律神経機能診断装置につ いて鋭意研究を重ねた結果、 生体に取り付けられた 2個の電極間に 定電圧を印加した場合に、 電極間に流れる電流の安定値のみならず- 定電圧を印加した瞬間から時々刻々変化する電流値を測定できれば. さらに各種の生体情報が得られることを見い出した。
    [0018] 生体情報を得るに際しては、 生体の多数の特定微小部位にそれぞ れ電極を取付け、 多く のデータを髙速かつダイ ナミ ックに収集する ことにより、 多数の臓器の機能状況と、 各臓器を支配する自律神経 のバラ ンス状態とを短時間で診断することが望ましい。
    [0019] したがって本発明の内臓-自律神経機能診断装置は、 生体に取付 けられる 2個以上の電極よりなる電極群と、 前記電極群を走査する 電極走査手段と、 前記電極走査手段を介して前記電極相互間に印加 される定電圧を発生する定電圧発生手段と、 前記電極相互間に流れ る時々刻々変化する電流を高速で検出する検出手段と、 前記検出手 段で検出された電流の瞬時値データを生体情報として記録する記録 手段とを儋えることを特徴としている。
    [0020] また、 本究明によれば、 記録手段に記録された電流の瞬時値デー タから各種パラメ ータを演算する演算手段を備えており、 さ らに多 く の生体情報を得ることができる。 さ らには、 記録手段およびまた は演算手段に得られた生体情報を、 表示手段において視覚的に表示 することによって、 各臓器の機能状況と自律神経のバラ ンス状態と を容易に診断することができる。 図 面 の 簡 単 な 説 明
    [0021] 第 1図は、 本発明の內臓-自律神経機能診断装置の基本構成を示 すブロ ック図、
    [0022] 第 2図は、 2個の電極間に流れる電流の波形図、
    [0023] 第 3図は、 第 1図の内臓-自律神経機能診断装置の一部の回路構 成を示すブロ ック図、
    [0024] 第 4図は、 コ ンビュータにおける生体情報の演算を概念的に説明 するための図、
    [0025] 第 5図および第 6図は、 第 3図の回路構成の一具体例を示す回路 図、
    [0026] 第 7図は、 . L E D表示装置の回路構成を示すプロ ック図、 第 8図は、 第 7図の画路構成の一具体例を示す回路図、
    [0027] 第 9図は、 本発明の内臓-自律神経機能診断装置の使用態様を説 明するた の図、 . - 第 1 0図は、 手指および足指先端部の井穴の位置を示す図、 第 1 1図は、 電極の一例を示す図、
    [0028] 第 1 2図は、 電極の他の例を示す図、
    [0029] 第 1 3図は、 第 1 2図の断面図、 ·
    [0030] 第 1 4図は、 バーチャー トの表示例を示す図、
    [0031] 第 1 5図は、 レーダーチャー トの表示例を示す図である。
    [0032] 発明を実施するための最良の形態
    [0033] 第 1図は、 本発明の內臓-自律神経機能診断装置の基本的構成を 示すブロ ック図である。 本発明の内臓-自律神経機能診断装置は、 生体に取付け得る 2個以上の電極 1が接続される電極走査手段 （ E L C T D - S C A N) 2 と、 電極相互間に印加する定電圧を発生す るための定電圧発生手段 （ V - G E N) 3 と、 電圧印加時に電極間 を流れる時々刻々変化する電流の瞬時値をダイナミ ックに高速で検 出する検出手段 （ D E T) 4 と、 検出された電流の瞬時値を記録す る記録手段 （ R C D ) 5 とを基本的に備えている。 本発明の一形態によれば、 記録手段 5に記録された電流の瞬時値 から所定のパラメ ータを演算する演算手段 （A R I T H ) 6 と、 演 箅されたバラメ ーターを視覚的に表示し得る陰極線管 （ C R T) , 発光ダイオー ド （ L E D ) ア レイ のような適当な表示手段 (D S P L ) 7を備えている。 また、 本発明の他の形態によれば演算手段 6 を設けることなく記録手段 5 と表示手段 7 との間を伝送手段 (X M T G) 8により接続して、 記録手段 8に記録されているデータを表 示装置 7に直接に表示してもよい。 さ らにまた、 演算手段 6 , 表示 手段 7および伝送手段 8のすベてを備えることもできる。
    [0034] 演算手段 6は、 生体に取り付けられた複数個の電極 1のう ち 2涸 の電極間に定電圧が印加され、 この 2個の電極間に流れる電流の （ 1 ) 波高値、 （ 2 ) 安定値、 （ 3 ) 変動時間、 （ 4 ) 変動時間面積 積分値、 （ 5 ) 変動時間中の任意時刻における接線の傾きの 5つの ノ、'ラメ ータのう ち少な く とも 1つを演箅する。
    [0035] 第 2図は、 時刻 t Q において 2個の電極間に半サイ クルの矩形波 の定電圧が印加された時に、 これら 2個の電極間に流れる電流 i の 波形を示す。 電流は時刻 t i でピークに達し、 その後変動しながら 徐々に減衰して時刻 t 3 で安定する。 このような電流波形において 時刻 t！ の電流値 I p が波高値であり、 時刻 t 3 における電流値 I s が安定値となる。 変動時間とは、 最大波高時刻 から安定化開 始時刻 t 3 までの時間 Tを意味する。 また、 変動時間面積積分値と は、 第 2図に斜線で示すような時刻 t！ から t 3 までの面積 S、 す なわち電流波形を時間の関数 i ( t ) とした場合に、
    [0036] ( t 3
    [0037] S = 1 i ( t ) d t - I s X T
    [0038] 3 t i
    [0039] を意味する。 また、 変動時間中の任意時刻における接線の傾きとは 第 2図の電流波形において任意時刻、 t における電流波形の接線 の傾き、 すなわち d
    [0040] tan Θ = i ( t )
    [0041] dt
    [0042] を意味する。
    [0043] 本願発明者等による各種測定によれば、 波髙値 I p は経絡機能例 えば生体の活性度に、 安定値 I s は例えば生体の自律神経状態に、 変動時間 Tは例えば生体の電気生理学反応時間 （分極時間） に、 変 動時間面積積分 Sは例えば生体の恒常性機能 （免疫系機能ゃァレル ギー体質） に、 接線の傾き tan 0 は生体防御機能の速度、 例えば口 ィ マチスの症状等に関連していることが確かめられている。
    [0044] 次に、 第 1図に示す內臓-自律神経機能診新装置の電極走査手段 2、 定電圧発生手段 3、 検出手段 4、 記録手段 5、 演算手段 6 の回 路構成の一例を第 3図に基づいて説明する。 この回路構成では電極 群として関電極 1 0が 2 4個すなわち 2 4 チャ ンネルあり、 不関電 極 1 1 が 4個ある場合について説明する。 これら関電極 1 0および 不関電極 1 1 は生体 （ B O D Y) 9 に取付けられる。
    [0045] 電極走査手段 （ E L C T D— S C A N) 2 は、 関電極 2 4 チャ ン ネルを順次ス ィ ツチングし、 かつその走査速度を定めるためのク ロ ックを発生するチャ ンネル選択ク π ック画路 （ C H — S E L — C L K ) 1 2を備えており、 このチャ ンネル選択クロ ック回路 1 2から のク ロ ッ ク は分周器 （ F R E Q— D I V ) 1 3 において分周されお よびデューティ比が 1 ： 1 となるように波形整形され、 かつシリァ ルからノ、'ラ レルに変換されてチャ ンネルァ ド レス （ C H — A D R S ) として、 ア ド レスデコーダ （A D R S — D E C ) 1 4に送られる ア ドレスデコーダ 1 4 はア ドレスをデコ ー ドして、 2 4 チャ ンネル ある出力端子に順次選択信号を出力する。
    [0046] 電極走査手段 2 は、 さ らに、 手動スィ ッチを有する極性選択部 （ P L R T - S E L ) 1 7を備えており、 この極性選択部 1 7からの 指示は極性選択命令形成部 （ P L R T— I N S T R ) 1 8 に入力さ れ、 分周器 1 3から入力されるチャ ンネルァ ド レスを用いて悸性選 択命令が形成され、 ア ドレスデコーダ 1 4に入力される。 ア ドレス デコーダ 1 4では、 この極性選択命令に基づき、 選択信号に極性選 択情報を含ませる。 このような選択信号は、 関電極 1 0を切換える 電極スイ ッチング部 （E L C T D— S W) 1 5に入力され、 このス ィ ツチング部 1 5 にリ ー ド線を経て接続される 2 4チャ ンネルの関 電極 1 0を頫次もし く は任意に走査し、 定電圧発生回路 （ V - G E N) 1 6からの電圧が順次もしく は任意に関.電極 1 0に印加される < この場合、 極性選択部 1 7での選択により、 関電極 1 0 に矩形波の 正の半サイ クル電圧、 矩形波の負の半サイ クル電圧、 あるいは矩形 波の正負が切換わる 1サイ クル電圧を関電極に供袷できる。
    [0047] 不関電極 1. 1 は、 抵抗値が一例として 1 0 Ωの抵抗 1 9を経て定 電圧発生画路 1 6に接続されている。 走査されている関電極 1 0 と 不関電極 1 1 との間には生体 9を経て時々刻々変化する電流が流れ- 抵抗 1 9において電圧に変換される。 なお、 抵抗 1 9の抵抗値は、 S ZN比を良好にするためには、 小さな値に選ぶのが望ま しい。
    [0048] 抵抗 1 9により変換されて得られた電圧は、 AZDコ ンバータ （ A D C ) 2 0に入力される。 AZ Dコ ンバータ 2 ,0 は、 システム全 体を制御するクロ ックを発生するシステムクロ ック回路 （ S Y S — C L K ) 2 1からのク ロ ッ ク と分周器 1 3からのチャ ンネルァ ドレ スとを組合せて制御信号 （ C O N T— S I G) を発生するシステム コ ン ト ローラ部 （ S Y S— C O N T) 2 2によってそのスター トが 制御される。 AZ Dコ ンバータ 2 0が AZ D変換を開始すると、 抵 抗 1 9 のアナ口グ電圧値をデジタル値に変換し、 メモリ （M E M) 2 3 に送る。 なお、 抵抗 1 9 と A/ Dコ ンバータ 2 0 とは、 第 1図 の検出手段 （ D E T) 4を構成している。
    [0049] Aノ Dコ ンバータ 2 0がスター トすると同時に、 システムコ ン ト ローラ部 2 2 は、 メ モリ 2 3およびこのメ モリ のア ドレスを指示す るア ドレス回路 （A D R S ) 2 に制御信号を供袷して、 メ モリ 2 3へのデジタル値の格納のタイ ミ ングをとる。 このようにして、 1 個の関電極 1 0が走査され、 定電圧が印加されたときに、 時々刻々 変化する電流がデジタル値としてメモリ 2 3に格納される。 なお、 メモリ 2 3 とア ドレス回路 2 4 とは、 第 1図の記録手段 （ R C D ) 5を構成している。
    [0050] 2 4チャンネルの各関電極 1 0が走査されるごとに上述のように デジタル値のメモリ 2 3への格納が行われ、 全チャンネルについて の測定が終了すると、 メ モリ 2 3には必要なすべてのデータが収集 される。 このようなデータは、 第 1図の演算手段 6に相当する、 洌 えばコ ンピュータ （ C M P T R) 2 5 に入力され、 前述した 5つの バラメ ータ、 すなわち関電極 1 0と不関電極 1 1 との間を流れる電 流の波形の.（ 1 ) 波高値 I P 、 （ 2 ) 安定値 I s 、 （ 3 Γ変動時間 T、 ( 4 ) 変動時間面積積分値 S、 （ 5 ) 変動時間中の任意時刻に おける接線の傾き tan のう ちの少なく とも 1つが演算される。 こ の場合、 メモリ 2 3 およびア ドレス回路 2 4 は、 システムコ ン ト 口 ーラ部 2 2 の制御信号によつて読出しタイ ミ ングが制御され、 メモ リ 2 3からはデータ （D A T A) が、 ア ドレス Ml路 2 4からはメ モ リ ア ドレス （M E M— A D R S ) がコ.ンビュータ 2 5 に同時に入力 される。
    [0051] 次に、 前記 5つのバラメータを、 コ ンピュータ 2 5でどのように 演算するかを概念的に説明する。 第 4図は、 走査された関電極 1 0 に定電圧が印加されたとき、 関電極と不関電極との間に流れる電流 波形 （第 2図の電流波形と同様） を示す。 この電流は A t (秒） の 間隔でサンプリ ングされ、 各サンプリ ング値 （データ） がメモリ 2 3のそれぞれ対応するア ドレスに格納されている。 前述したように コ ンピュータ 2 5 にはメ モリ 2 3からデータが、 ア ドレス回路 2 4 からメ モリ ア ドレスがそれぞれ入力されており、 波高値 I P は、 各 メモリア ドレスに格納されているデータの最大値を求 ることによ り得られる。 また、 安定値 I s は、 最終連続ァ ドレス、 例えば； tメ モリ ア ドレスの各デ一タの平均値を求めることにより得られる。 ま た、 変動時間 Tは、 前記のようにして求められた安定値 I s に対し て ± 1 0 %の変動内のデータが格納されているメモリ ア ドレスをさ かのぼって求め、 このメモリ'ア ドレスから最大値 I P が格納されて いるメモリ ア ドレスを減算し、 これにサンプリ ング周期厶 tを乗算 することにより得られる。 また、 変動時間面積積分値 Sは、 前記変 動時間 T中の各メモリ ア ドレスのデータを加算した値から前記変動 時間中のァ ドレス数に前記安定値を乗算した値を減算することによ り得られる。 また、 変動時間 T中の任意時刻における電流波形に対 する接線の傾きは、 任意時刻のデータが格納されているメ モリア ド レスのデータ と、 このメ モリ ア ドレスの次のァ ドレスに格納されて いるデータとの差厶 dを求め、 この差をサンプリ ング周期 A tで除 箅することにより求められる。
    [0052] 次に、 第 3図の画路構成の具体的な回路例を簡単に説明する。 第 5図は第 3.図の電極スィ ッチ部 1 5 , ア ドレスデコーダ 1 4， 極性 選択部 1 7 , 極性選択命令形成部 1 8 , 定電圧発生回路 1 6の具体 的な回路例を示す。 また、 第 6図は、 第 3図のチャ ンネル選択クロ ッ ク回路 1 2 , 分周器 1 3 , AZ Dコ ンバータ 2 0 , システムク ロ ッ ク回路 2 1 , システムコ ン ト ローラ部 2 2 , メ モリ 2 3 , ァ ドレ ス回路 2 4の具体的な回路例を示す。
    [0053] 第 6図において、 チャ ンネル選択ク ロ ック回路 （ C H— S E L — C L K ) 1 2 のク ロ ック発生回路 1 0 0 より発生されたク ロ ックは 4個の分周回路 1 0 1 , 1 0 2 , 1 0 3 , 1 0 4を有する分周器 （ F R E Q - D I V) 1 3で分周され、 かつシリ アルノバラ レル変換 されて端子 Q 8 , Q 9 , Q 1 0 , Q 1 1 , Q 1 2 , Q 1 3 にチャ ン ネルア ドレス （ C H— A D R S ) として出力される。 このチャ ンネ ルア ドレスは第 5図の I C画路 1 0 5 , 1 0 6 , 1 0 7 , 1 0 8 , 1 0 9 , 1 1 0を有するア ドレスデコーダ （A D R S — D E C ) 1 4に送られる。 ア ドレスデコーダはア ドレスをデコー ドして、 2 4 チャ ンネルある出力端子に順次選択信号を出力する。 この選択信号 は、 関電極 1 0を切換える電極スィ ツチング部 （E L.C T D— S W ) 1 5 に入力される。
    [0054] 電極スィ ツチング部 1 5 は、 各チヤ ンネル毎に、 関電極 1 0 に供 袷する電圧の正負を選択するホ トカブラ （ P T) 1 1 1 , 1 1 2 と， 関電極 1 0が接続される電圧供袷回路 （ V— S P L Y) 1 1 3 とを 有している。 ホ トカブラ 1 1 1 は定電圧発生回路 （ V— G E N) 1 6 の正側に、 ホ トカブラ 1 1 2 は定電圧発生回路 1 6 の負側に接続 されている。 なお、 第 5図では、 図面を明瞭にするため、 電極スィ ツチング部 1 5 は、 チャ ンネル 1およびチャ ンネル 2 4に相当する 回路のみを示している。
    [0055] 関電極 1 0に印加する定電圧の極性の選択は、 極性選択部 （ P L R T— S E L ) 1 7のスィ ツチ 1 1 4を切換えることにより行われ る。 このスィ ッチの選択により正の半サイ クル ¾圧、 負の半サイ ク ル電圧、 正負が切換わる 1サイ ク ル電圧のいずれかを関電極 1 0に 印加することができる。 極性選択部 1 7からの指示は、 I C回路 1 1 5 , 1 1 6を有する極性選択命令形成部 （ P L R T— S E L - I N S T R ) 1 8 に入力される。 極性選択命令形成部 1 8では、 端子 Q 1 2 , Q 1 3を経て入力されるチャ ンネルア ド レスを用いて極性 選択命令が形成され、 ア ド レスデコーダ 1 4に入力される。 ァ ドレ スデコーダ 1 4では、 この極性選択命令に基づき、 出力する選択信 号に極性選択情報をも舍める。 このような選択信号が電極スィ ツチ ング部 1 5 に入力されると、 ホ トカプラ 1 1 1 , 1 1 2を作動して 関電極 1 0 に正の半サイ クル電圧、 負の半サイ クル電圧、 あるいは 正負 切換わる 1サイ クル電圧が関電極に供袷される。
    [0056] 関電極 1 0 に電圧が印加されると、 関電極 1 0 と不関電極 1 1 と の間に電流が流れる。 この電流は抵抗 1 9で電圧に変換され、 嬸子 S / Hを経て第 6図の AZ Dコ ンバータ （A D C) 2 0 に入力され る。 システム ク ロ ッ ク回路 （ S Y S— C L K ) 2 1 のク ロ ッ ク発生 回路 1 1 7からのク ロ ック、 および分周器 （ F R E Q— D I V) 1 3からのチャ ンネルア ドレスは、 システムコ トローラ部 （ S Y S — C 0 N T) 2 2 に入力され、 制御信号 （ C O N T - S I G ) を発生 する。 この制御信号は、 AZDコ ンバータ 2 0、 メ モリ （M E M) 2 3およびァ ドレス回路 （ A D R S ) 2 4に入力され、 これらを制 御する。
    [0057] A/ Dコ ンバータ 2 0がスター トすると同時に、 システムコ ン ト ローラ部 2 2 は、 メモリ 2 3へのデジタル値の格納のタイ ミ ングを とる。 このようにして、 1個の関電極 1 0が走査され、 定電圧が印 加されたときに、 時々刻々変化する電流がデジタル値としてメ モリ 2 3に格納される。 2 4チャ ンネルの各関電極 1 0が走査されるご とに以上のようにデジタル値のメ モリ 2 3への格納が行われ、 全チ ャ ンネルについての測定が終了すると、 メ モリ 2 3には必要なすぺ てのデータが収集される。
    [0058] メモリ 2 3 に格納されたデ一タを読出す場合には、 メ モリ 2 3お よびア ドレス画路 2 4は、 システムコ ン ト ローラ部 2 2 の制御信号 によって読出しタイ ミ ングが制御され、 メモリ 2 3からはデータ （ D A T A) が端子 D O , D l , D 2 , D 3に、 ア ドレス回路からは メモリ ア ドレス （M E M— A D R S ) が端子 F 2 , F 3 , F 4 , F 6に出力される。 これらデータおよびメ モリ ア ドレスをコ ンビユー タ 2 5 (第 3図参照） に入力すれば前述したような各種バラメ ータ を計算し、 計算されたパラメ ータを適切な表示手段に表示すること により、 内臓および自律神経機能の診断を行う ことができる。
    [0059] 以上は、 各種生体情報をコ ンビュータによって演算する場合であ るが、 メ モリ 2 3に格納されているデータを生体情報としてメ モリ ァ ドレスとともに、 伝送手段、 例えばケーブルを経て C R Tあるい は L E D表示装置などの表示手段に波高値あるいは安定値を直接表 示することもできる。 一例として、 発光ダイオー ドを X— Yマ ト リ ッ クス状に配列した L E D表示装置においてバ—チヤ一 トで表示す る場合について説明する。 第 7図に、 8 x 2 4配列の L E D表示装 置の一例を示す。 ケーブル 3 7を経てデータ （ D A T A) およびメ モリア ドレス （M E M— A D R S ) が入力されるとデータはデータ セレク ト回路 （ D A T A— S E L ) 3 0に送られ、 メ モリ ア ドレス はア ドレスデコーダ （A D R S— D E C) 3 1 に送られる。 データ セレク ト回路 3 0では、 例えば 3 ビッ ト 2進数のデ タを 8 ビッ ト の 2進数に変換し、 Y軸入力回路 （Y— I N) 3 2に入力する。 一 方、 ア ドレスデコーダ 3 1 は、 メ モリ ア ドレスをデコ ー ドして、 第 3図の 2 4個の関電極 1 0 に対応する 2 4チャ ンネルのそれぞれを 指示する信号を得る。 この指示信号は、 X軸入力画路 （X - I N) 3 3 に入力される。 Y軸入力画路 3 2および X軸入力回路 3 3 の各 出力端子は、 L E Dマ ト リ ッ クス回路 （ L E D— M A T) 3 4の丫 軸導体 3 5および X軸導体 3 6にそれぞれ接続されており、 L E D マ ト リ ックス回路 3 4は、 Y軸導体 3 5および X軸導体 3 6 に交差 するように 8 x 2 4個の L E Dが配列されている。 このような表示 手段によれば、 L E Dマ ト リ ックスの縦 1列の L E D列を、 1 つの チヤ ンネルに対応させ、 そのチヤ ンネルに関するデータに応じてマ ト リ ックスの最下端の L E Dより上側の L E Dを光らせることによ り、 各チャ ンネルごとにデータ （波高値または安定値） をバ—チヤ 一 ト状に表示することができる。
    [0060] 第 8図は第 7図の L E D表示装置の具体的回路例を示す。 このし E D表示装置には、 第 6図に示す回路からデータ （ D A T A) およ びメ モリ ア ドレス （M E M— A D R S ) が入力される。 メ モリ ア ド レスは、 I C画路 1 3 0 , 1 3 1 , 1 3 2 , 1 3 3を有するァ ドレ スデコーダ （A D R S — D E C ) 3 1 に入力される。 ア ドレスデコ —ダ 3 1 の出力は 2 4個の抵抗と 2 4個の ト ラ ンジスタよりなる X 軸入力回路 （ X— I N) 3 3 に入力される。 一方、 データは、 デー タセ レク ト回路 （ D A T A— S E L ) 3 0 に入力されて 8 ビッ ト 2 進数に変換され、 Y軸入力回路 （Y— I N) 3 2に入力される。 L E Dマ ト リ ッ クス画路 （ L E D— M A T) 3 4は、 8 x 2 4のマ ト リ ッ クス伏に配列された L E Dア レイ により構成されており、 X铀 入力画路 3 3および Y軸入力回路 3 2からの入力信号によりバーチ ャ一 ト表示を行う ことができる。
    [0061] 以上のような L E Dマ ト リ ックス表示装置により生体情報をバー チヤ— ト伏に表示する場合の内臓 -自律神経機能診断装置の使用の 態様を具体的に説明する。 第 9図は、 生体 1 4 0に 2 4個の関電極 および 4個の不関電極 1 1を取付けた伏憨を示す。 不関電極 1 1 は それぞれ生体の両手首および両足首に取付ける。 関電極 1 0 は、 手 足の指端の 「経穴」 である 「井穴」 に取付ける。 第 1 0図は、 関電 極が取付けられる井穴の位置を a 〜 £で示す。 図では、 右手および 右足のみを示しており、 左手および左足についても右手および右足 の并穴に対称な位置の井穴に関電極が取付けられる。 これら各井穴 には、 各 「経絡」 に関係した各臓器に関連する名称が付せられてお り、 下にその名称を列記する。
    [0062] a ： 肺経 b ： 大腸経 c ： 心包経
    [0063] d ： 三焦経 e ： 心経 f ： 小腸経
    [0064] g ： 脾経 h ： 肝経 i ： 胃経
    [0065] j ： 胆経 k : 腎経 & 膀胱経
    [0066] 以上のような箇所の 「并穴」 に取付ける電極の一例を第 1 1図に 示す。 第 1 1図には、 関電極の平面および断面を示す。 この電極は. 凹部 7 0を有する円简状絶縁体 7 1 を有し、 凹部 7 0 の底部には直 径が 1 〜 1 O m mの電極部 7 2が設けられている。 凹部 7 0 の電極 部 7 2 までの深さは 1 〜 1 O m mである。 なお、 電極部 7 2'は、 リ 一ド線 7 3が接続されている。 このような構造の関電極は、 凹部 7 0 に導電ク リ ームをつけて、 生体情報を得よう とする井穴に圧接固 定される。
    [0067] 第 1 2図および第 1 3図は、 足指の井穴の測定に適した関電極の 他の例を示す。 なお、 第 1 2図は平面図を、 第 1 3図は断面図を示 す。 電極支持体 8 1 には磁石 8 2が埋込まれており、 支持体 8 1 か らは弾性導線が突出するように取付けられている。 この弾性導線の 先端には電極部 8 が設けられ.ている。 小指専用の指輪タィ プの電 極支持体 8 5 にも弾性導線が取付けられ、 その先端には電極部が設 けられている。 各弾性導線は、 リ一ド線 8 6にそれぞれ接続されて いる。 このような関電極を用いる場合には、 被検者の足を磁性体板 8 0上に乗せ、 電極支持体 8 1 を電極部 8 が足指の井穴に接触す るように配置する。 電極支持体 8 1 の磁石 8 2 の磁性体板 8 0への 吸引力により、 電極支持体 8 1を磁性体板 8 0上に固定するこ とが できる。 電極部 8 は、 弾性導線 8 3 の弾力により足指の并穴に押 し付けられる。 なお、 小指には指輪タイ プの電極支持体 8 5を装着 するようにしているが、 これは小指が小さいので電極支持体 8 1 で は井穴にうま く接触させることができに く いためである。
    [0068] 以上は関電極 1 0 の例について説明したが、 不関電極 1 1 には手 首および足首に取付け容易な接触面積の広い板状電極を用いること ができる。 前述したように不闋電極 1 1 は両手首および両足首に取 付けているが、 このように不関電極を生体の左右対称に取付ける理 由は、 各関電極から不関電極に到る電気抵抗をバラ ンスさせること により、 不関電極の取付位置に基づく測定誤差を排除するためであ る。
    [0069] 第 9図に戻り、 以上のように関電極および不関電極を取付けた後 内臓一自律神経機能診断装置 （ A P P A R ) 1 4 1 は各関電極 1 0 を順次走査して、 各闋電極に例えば正の半サイ クル電圧を印加し、 関電極 -不関電極間に流れる電流を測定する。 測定された電流はデ ジタル値として内臓 -自律神経機能診断装置 1 4 1 のメ モリ に格納 される。 メモリから読出されたデータを直接に L E D表示装置 （ D S P L ) 1 4 2 に表示する。
    [0070] 第 1 4図は、 L E D表示装置 1 4 2 に表示されたバーチヤー トの 一例を示す。 図において、 a〜 f は第 1 0図に示した手指の 「井穴 」 における生体情報を、 g〜 は足措の 「井穴」 における生体情報 を示しており、 Lは左手側および左足側を、 Rは右手側および右足 側をそれぞれ示している。 各バーの長さは、 波高値または安定値を 示しており、 このバーチ ャ ー トにより、 内臓および自律神経機能に ついて診断を行う ことができる。
    [0071] 以上は L E D表示装置によって生体情報をバーチヤ一 トで表示し た例であるが、 L E D表示装置の L E Dの配列を変えることによつ てレーダチャー ト状に生体情報を表示するこもできる。 第 1 5図は レーダチ ヤ一 トの一例を示す。
    [0072] 以上の例は、 メ モ リ のデータ耷読出し、 表示手段に直接表示する 場合であるが、 コ ンビュ ータにより演算された生体情報をも表示す ることもできる。 この場合にも、 各井穴ごとの生体情報をバーチヤ ― トあるいはレーダチヤ一 ト状に表示でき る。
    [0073] また、 以上の例では 2 4個の関電極を井穴に取付けて電極走査手 段により走査したが、 1個の関電極を用い、 この関電極を測定した い井穴に順次押しあてていき、 各井穴ごとの生体情報を測定するこ ともできる。 この場合、 内臓—自律神経機能診断装置の電極スィ ッ チ ング部の電極切換え動作は行わない。
    [0074] また、 以上の例では関電極に印加する電圧の波形は矩形波とした が、 矩形波に限らず他の形状の波形とすることも可能である。
    [0075] 産 業 上 の 利 用 分 野
    [0076] 以上詳細に説明したように、 本発明の内臓-自律神経璣能診断装 置によれば、 各経穴において時々刻々変化する電流を高速に測定す ることができるので、 この電流を解圻し、 あるいは電流の波高値、 安定値、 変動時間、 変動時間面積積分値、 変動時間中の任意時刻の 接線の傾きなどのバラメ ータを計算することにより各種の生体情報 が得られ、 これら生体情報に基づいて內臓および自律神径機能につ いて診断を容易に行う ことが可能となる。
    [0077] また、 本発明の内臓-自律神経機能診断装置は、 生体情報の検出 のみならず、 電解液の分極特性解折などにも用いることができる。 さ らには、 本発明の装置を用いれば化学反応量を物理量としてとら えることができるので、 化学物質， 溶液の定性分折にも使用するこ とができる。 将来は、 化学物質， 溶液の定量分析への応用も可能と なるものと考えられる。
    权利要求:
    Claims

    請 求 の 範 囲
    1 . 生体の特定微小部位に電圧を印加し、 その特定微小部位に流れ る電流を測定することにより生体の内臓機能および自律神経機能を 診断する内臓 -自律神経機能診断装置において、
    生体に取付けられる 2個以上の電極 （ 1 ) よりなる電極群と、 前記電極群を走査する電極走査手段 （ 2 ) と、
    前記電極走査手段を介して前記電極相互間に印加される定電圧を 発生する定電圧発生手段 （ 3 ) と、
    前記電極相互間に流れる時々刻々変化する電流 i ( t ) を高速で 検出する検出手段 （ 4 ) と、
    前記検出手段で検出された電流の瞬時値データを生体情報として 記録する記録手段 （ 5 ) と、
    を備えることを特徴とする内臓 -自律神経機能診断装置。
    2 . 特許請求の範囲第 1項に記戴の内臓 -自律神経璣能診断装置に おいて、 前記記録手段に記録された電流の瞬時値データから、 生体 情報として少な く とも 1 つのパラメ一タを演算する演算手段 ( 6 ) を備えることを特徵とする内臓一自律神経機能診断装置。
    3 . 特許請求の範囲第 2項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記少な く とも 1 つのパラメ ータが、 時々刻々変化する電 流 i ( t ) の波形の、
    ( 1 ) 波高値 I P
    ( 2 ) 安定値 I s
    ( 3 ) 波高値の時刻 t P から安定値の時刻 t s に至るまでの 変動時間 T = t s - t P
    ( ) 変動時間面積積分値
    ( t s
    S = i ( t ) d t - I s X T
    J t p
    ( 5 ) 電流波形に対する任意時刻における接線の傾き d
    tan Θ = i ( t )
    d t
    のいずれかであることを特徴とする内臓-自律神経機能診断装置。
    . 特許請求の範囲第 3項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記演算手段 （ 6 ) が演算した生体情報を表示する表示手 段 （ 7 ) を備えることを特徴とする内臓-自律神経機能診断装置。
    5 . 特許請求の範囲第 4項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記記録手段に記録された生体情報を前記表示手段に伝送 する伝送手段 ( 8 ) を備えることを特徴とする内臓-自律神経機能 診断装置。
    6 . 特許請求の範囲第 1項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記記録手段に記録された生体情報を伝送する伝送手段 （ 8 ) を備えることを特徴とする内臓 -自律神経機能診断装置。
    7 . 特許請求.の範囲第 6項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記伝送手段 ( 8 ) を経て送られてきた生体情報を表示す る表示手段 （ 7 ) を備えることを特徴とする内臓-自律神経機能診 断装置。
    8 . 特許請求の範囲第 1項から第 7項のいずれかに記載の內臓-自 律神経機能診断装置において、 生体の特定微小部位である経穴に流 れる電流を測定することを特徴とする内臓 -自律神経機能診断装置,
    9 . 特許請求の範囲第 8項に記載の内臓-自律神経機能診断装置に おいて、 前記電極群が、 生体の経穴に取付けられる 1個以上の関電 極 （ 1 0 ) と生体の一部に取付けられる 1個以上の不関電極 （ 1 1 ) とからなるこ とを特徴とする内臓一自律神経機能診断装置。
    1 0 . 特許請求の範囲第 9項に記載の内臓-自律神経璣能診断装置 において、 前記電極走査手段 （ 2 ) は、 前記関電極を走査すること を特徴とする内臓-自律神経機能診断装置。
    1 1 . 特許請求の範囲第 1 0項に記載の内臓-自律神経機能診断装 置において、 前記定電圧癸生手段 （ 3 ) からの定電圧を、 走査され た関電極と前記不関電極との間に印加することを特徴とする内臓— 自律神経機能診断装置。
    1 2 . 特許請求の範囲第 1 1項に記載の内臓-自律神経機能診断装 置において、 前記表示手段 （ 7 ) は、 経穴ごとの生体情報を表示す ることを特徴とする内臓一自律神経機能診断装置。
    类似技术:
    公开号 | 公开日 | 专利标题
    CA1315848C|1993-04-06|System for body impedance data acquisition
    CN100577095C|2010-01-06|生物体信息计测用衣服、系统和装置、及装置控制方法
    US8918170B2|2014-12-23|Electrophysiological analysis system
    EP2615972B1|2019-01-23|Apparatus for the automated measurement of sural nerve conduction velocity and amplitude
    CA2229656C|2009-06-09|Digital automated current perception threshold | determination device
    US4367752A|1983-01-11|Apparatus for testing physical condition of a subject
    CA1082316A|1980-07-22|Electrode system for acquiring electrical signals from the heart
    EP1890594B1|2014-11-19|Patient monitoring system and method
    US5042498A|1991-08-27|Intelligent electrocardiogram system
    Geselowitz1989|On the theory of the electrocardiogram
    CN100375606C|2008-03-19|体脂肪测量设备
    US5415164A|1995-05-16|Apparatus and method for screening and diagnosing trauma or disease in body tissues
    KR100458392B1|2004-11-26|단일 칩 집적회로로 구성된 생체전기 임피던스 측정장치
    US4458694A|1984-07-10|Apparatus and method for detection of tumors in tissue
    US6301500B1|2001-10-09|Electro-stimulation apparatus using electrode matrix and a counter electrode
    Becker et al.1976|Electrophysiological correlates of acupuncture points and meridians
    Brener et al.1988|Heartbeat detection: judgments of the simultaneity of external stimuli and heartbeats
    AU2001280776B2|2006-04-27|Electrode array and sensor attachment system for noninvasive nerve location and imaging device
    KR100624425B1|2006-09-19|생체신호 측정을 위한 일체화된 다중전극, 일체화된다중전극을 이용한 생체신호 측정방법 및 장치와,일체화된 다중전극을 이용한 리드검색방법
    TW201424681A|2014-07-01|使用一可攜式裝置獲取生理學量測
    CA2431366C|2010-05-04|Appareil de mesure de la composition corporelle
    US4505275A|1985-03-19|Treatment method and instrumentation system
    EP1970000A2|2008-09-17|Method and apparatus for cufflessly and non-invasively measuring wrist blood pressure in association with communication device
    CN100393276C|2008-06-11|人体脂肪测量装置
    EP0831741B1|2003-12-03|Apparatus for detecting dc biopotentials
    同族专利:
    公开号 | 公开日
    US4794934A|1989-01-03|
    EP0231379A4|1988-04-27|
    JPS62324A|1987-01-06|
    EP0231379A1|1987-08-12|
    JPH0233381B2|1990-07-26|
    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    1987-01-15| AK| Designated states|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): US |
    1987-01-15| AL| Designated countries for regional patents|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): AT BE CH DE FR GB IT LU NL SE |
    1987-02-19| WWE| Wipo information: entry into national phase|Ref document number: 1986902008 Country of ref document: EP |
    1987-08-12| WWP| Wipo information: published in national office|Ref document number: 1986902008 Country of ref document: EP |
    1989-10-05| WWR| Wipo information: refused in national office|Ref document number: 1986902008 Country of ref document: EP |
    1990-01-10| WWW| Wipo information: withdrawn in national office|Ref document number: 1986902008 Country of ref document: EP |
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
    [返回顶部]