電場控制裝置以及檢測裝置的製作方法
2023-04-27 03:47:16 1
專利名稱：電場控制裝置以及檢測裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種電場控制裝置以及檢測裝置，適用於例如非侵入性地檢測血管狀態的情況。
背景技術：
以往，作為這種檢測裝置之一，已經由本申請人提出了如下裝置著眼於低頻帶中的各組織的電氣特性(相對介電常數以及導電率)明顯不同的情形，根據生物體組織中的阻抗的變化，從表皮上非侵入性地檢測血管的狀態(參照專利文獻1)。
具體來說，該檢測裝置從多個電極分別檢測配置在從該多個電極分別產生的準靜電場中的生物體的阻抗，根據該檢測結果檢測生物體內部有無血液等。
另一方面，在該檢測裝置中，設置有以與多個電極電氣分離的狀態將這些電極分別隔開的導電性部件，該部件利用其分隔面縮小從各電極分別產生的準靜電場的範圍。
專利文獻1日本特開2005-073974發明內容發明要解決的問題然而，在這種結構的檢測裝置中，由於導電性部件僅僅設置在電極周圍，因此，電位根據從該電極發出的準靜電場而變化。由此，在該檢測裝置中，由於準靜電場被發送到導電性部件外部，因此該準靜電場的發送效率低。
本發明是考慮以上問題而完成的，提出了能夠更高效率地發送電場的電場控制裝置以及能夠提高檢測精度的檢測裝置。
用於解決問題的手段為了解決上述問題，本發明是一種對電場施加對象施加電場的電場控制裝置，設置有產生電場的第一電極以及第二電極；配置在第一電極以及第二電極的周圍並與該第一電極以及第二電極連接的框部；設置在框部的一端上的開口部；輸出單元，其向第一電極輸出第一信號，並且向第二電極輸出第二信號，在輸出單元中在從第一電極以及第二電極產生了電場的情況下，將第二信號輸出到第二電極，使得框部的電位不隨時間變化而恆定。
因此，在該電場控制裝置中，由第二電極管理抑制框部由於從輸出第一信號的第一電極產生的電場而振動的功能，因此，與該框部是否接地無關地，從輸出第一信號的第一電極產生的電場和從輸出第二信號的第二電極產生的電場相互抵消，不會由於框部的振動而使電場漏到其外部，在開口部的方向上施加電場。結果，在該電場控制裝置中，可以降低來自框部外部的對電場的影響，並且可以將該電場限制在開口部的方向上。
此外，本發明是一種檢測生物體中的規定的檢測對象的檢測裝置，設置有第一電極以及第二電極；配置在第一電極以及第二電極的周圍並與該第一電極以及第二電極連接的框部；設置在框部的一端上的開口部；輸出單元，其將第一信號以及第二信號輸出到所對應的第一電極以及第二電極，第一信號以及第二信號具有使在從第一電極以及第二電極經過開口部形成的電場中在規定的距離處準靜電場的強度比感應電磁場強的頻率；阻抗檢測單元，從第一電極以及第二電極檢測出配置在電場中的生物體的阻抗；以及膠體檢測單元，根據檢測出的各阻抗的差別，檢測生物體內部有無膠體，在輸出單元中在從第一電極以及第二電極產生了電場的情況下，將第二信號輸出到第二電極，使得框部的電位不隨時間變化而恆定。
因此，在該檢測裝置中，由第二電極管理抑制框部由於從輸出第一信號的第一電極產生的電場而振動的功能，因此，與該框部是否接地無關地，從輸出第一信號的第一電極產生的電場和從輸出第二信號的第二電極產生的電場相互抵消，不會由於框部的振動而使電場漏到其外部，在開口部的方向上施加電場。結果，在該檢測裝置中，可以降低來自框部外部的對電場的影響，並且可以將該電場限制在開口部的方向上，因此，可以根據阻抗的差別正確地檢測出生物體內部有無膠體。
發明的效果如上所述，本發明通過降低來自框部外的對電場的影響、且將該電場限制(絞り込む)在開口部的方向上，可實現能夠更高效率地發送電場的電場控制裝置、以及能夠提高檢測精度的檢測裝置。
圖1是表示各組織中的頻率和相對介電常數之間的關係的示意圖。
圖2是表示各組織中的頻率和導電率之間的關係的示意圖。
圖3是表示與距離相對應的各電場的相對強度變化(1[MHz])的示意圖。
圖4是表示與距離相對應的各電場的相對強度變化(10[MHz])的示意圖。
圖5是表示第一仿真的電場強度分布圖案的圖表。
圖6是表示第二仿真的電場強度分布圖案的圖表。
圖7是表示第三仿真模型的示意圖。
圖8是表示第三仿真結果的圖表。
圖9是表示第三仿真的電場強度分布圖案(1)的圖表。
圖10是表示第三仿真的電場強度分布圖案(2)的圖表。
圖11是表示第三仿真的電場強度分布圖案(3)的圖表。
圖12是表示第三仿真的電場強度分布圖案(4)的圖表。
圖13是表示本實施方式的檢測裝置的結構的示意圖。
圖14是表示信號輸出控制部的結構的示意圖。
圖15是表示血管檢測部的結構的框圖。
圖16是用於說明阻抗的檢測單位的示意圖。
圖17是用於說明置換為矩陣的示意圖。
圖18是表示距成為最小阻抗的位置的距離與在該距離處的阻抗之間的關係的示意圖。
圖19是表示詞典數據的內容的示意圖。
圖20是表示第四仿真模型的示意圖。
圖21是表示第四仿真的電場強度分布圖案(Eb＝0.12[V])的圖表。
圖22是表示第四仿真的電場強度分布圖案(Eb＝0.15[V])的圖表。
圖23是表示第四仿真的電場強度分布圖案(Eb＝0.17[V])的圖表。
圖24是表示第四仿真的電場強度分布圖案(Eb＝0.20[V])的圖表。
圖25是表示在圖23的B-B』剖面中的電場強度分布圖案的圖表。
圖26是表示框的電氣特性是εr＝1800000、σ＝0[S/m]時的電場強度分布圖案的圖表。
圖27是表示框的電氣特性是εr＝20000、σ＝0[S/m]時的電場強度分布圖案的圖表。
圖28是表示其他實施方式的信號輸出控制部的結構的示意圖。
附圖標記說明1檢測裝置；2阻抗檢測部；3血管檢測部；20、40信號輸出控制部；21阻抗運算部；25信號發送源；26放大器；27變壓器；41非反轉放大電路；42反轉放大電路；31CPU；32ROM；33RAM；34高速緩衝存儲器；Ea、Eb電極；FM導體框；UT1～UTn電極單元；VR1、VR2可變電阻；CC1、CC2直流截止電容器；CM1～CMn電流計；VM電壓計；IP1～IPn阻抗數據；DC詞典數據。
具體實施例方式
(1)血管狀態檢測方法的概要在圖1中示出人體內部的各組織中的頻率和相對介電常數之間的關係，在圖2中示出該頻率和導電率之間的關係。此外，用指數表示這些圖中的頻率、相對介電常數以及導電率。從該圖1以及圖2可知，各組織中的相對介電常數以及導電率是特有的，但是在高頻帶中變得密集，因此不利於檢測特定的組織。
與此相對，各組織中的相對介電常數以及導電率在低頻帶中每個組織的差異較大，因此，有利於檢測特定的組織。特別地，血液在1[MHz]～10[MHz]左右與其他組織明顯不同，因此有利於作為檢測對象。
著眼於該低頻帶中的各組織的電氣特性(相對介電常數以及導電率)明顯不同的情形，在本實施方式中，根據生物體組織中的阻抗的變化，從表皮上非侵入性地檢測血管的狀態。
具體地說，將生物體中的各種生物體組織的電氣特性分散的頻帶的信號施加到多個電極，從各電極分別檢測配置在從該各電極分別發送的準靜電場中的生物體的阻抗。
該阻抗隨著電極位置靠近血管(血液)而變小，因此，可根據從各電極分別檢測出的阻抗的差別，判斷在哪一個電極下有血管。
此外，阻抗隨著電極位置靠近血管(血液)而變小，因此，可根據從檢測出阻抗最小的電極到周邊電極的距離、以及由該周邊電極檢測出的阻抗值，判斷血管的粗細以及從生物體表面到血管的深度。
此外，已經由本申請人公開了這些事項，關於詳細內容，請參照例如特開2005-073974的具體實施方式
中的「(2)仿真」。
(2)頻率和電場之間的關係以上敘述了由於各組織中的導電率以及相對介電常數在低頻帶中分散而有利於檢測特定的組織的情況，在此，說明該頻率和電場之間的關係。
關於電場，產生以下場的合成電場與距電場發生源的距離成線性反比例的放射電場、與距電場發生源的距離的二次方成反比例的感應電磁場、以及與距電場發生源的距離的三次方成反比例的準靜電場。
在準靜電場中對距離具有高解析度，因此如果從電場發生源產生的電場之中的感應電磁場以及放射電場的強度減弱，則可高精度地測量生物體組織的阻抗。
在此，將放射電場、感應電磁場以及準靜電場各自的相對強度與距離之間的關係進行圖表化時成為如圖3所示的結果。其中，在該圖3中，利用指數表示1[MHz]中的各電場各自的相對強度與距離之間的關係。
從該圖3可知，存在使放射電場、感應電磁場以及準靜電場各自的相對強度相等的距離(以下，將其稱為強度邊界點)。在這種情況下，在比強度邊界點遠的空間中，放射電場佔優勢(比感應電磁場、準靜電場的強度大的狀態)，與此相對，在比強度邊界點近的空間中，準靜電場佔優勢(比放射電場、感應電磁場的強度大的狀態)。
在從電場強度的觀點導出麥克斯韋方程式的情況下，設該距離為r[m]、波數為k[1/m]時，該強度邊界點可以表示為下式。
式1r=1k...(1)]]>並且，在設電場的介質中的傳播速度為v[m/s]、頻率為f[H/z]時，(1)式中的波數k可以表示為下式，式2k=2fv...(2)]]>此外，在設光速為c[m/s](c＝3×108)、介質的相對介電常數為ε時，電場的傳播速度v可以表示為下式，式3v=c...(3)]]>由此，強度邊界點可以表示為在(1)式中代入了(2)式以及(3)式並整理後的下式。
式4r=c2f...(4)]]>從該(4)式可知，在加寬處於強度比放射電場以及感應電磁場大的狀態的準靜電場的空間(以下，將其稱為準靜電場優勢空間)的情況下，與頻率有著密切聯繫，頻率越低，準靜電場優勢空間越大(即，頻率越低，圖4中示出的到強度邊界點的距離就越長(即向右移動))。與此相對，頻率越高，準靜電場優勢空間越窄(即，頻率越高，圖4中示出的到強度邊界點的距離就越短(即向左移動))。
例如，在選定了10[MHz]的情況下，如果假設人體的相對介電常數同樣為50，則根據上述的(4)式，比0.675[m]近的位置成為準靜電場佔優勢的空間。在該選定了10[MHz]的情況下，將放射電場、感應電磁場以及準靜電場各自的相對強度與距離之間的關係進行圖表化時，成為如圖4所示的結果。
從該圖4也可知，離電場發生源0.01[m]地點的準靜電場的強度與感應電磁場相比約大18.2[dB]。因此，這種情況下的準靜電場可以看作沒有感應電磁場以及放射電場的影響。
可知如果這樣選定低頻帶，則由於從電場發生源產生的電場之中的感應電磁場以及放射電場的強度減弱，可高精度地檢測生物體組織的阻抗。此外，關於詳細內容，請參照例如特開2005-073974的具體實施方式
中的「(3)頻率和電場之間的關係」。
如上所述，在低頻帶中，不僅從各組織中的導電率以及相對介電常數的觀點考慮，即使從感應電磁場以及放射電場的影響的觀點來考慮，也有利於檢測特定的組織。
(3)準靜電場的定向性控制另外，已經敘述了如下情形對於配置在生物體表面上的電極施加低頻帶的信號，根據配置在從該電極發送的準靜電場中的生物體的阻抗，可檢測特定的組織(特別是血管)。
然而，由於準靜電場從電極向周圍等部擴展，因此沒有照射到生物體上的準靜電場與生物體以外的變動要素之間的相互作用結果對配置在該準靜電場中的生物體的阻抗產生影響，進而導致違背提高檢測精度的目的的結果。
為了抑制這種沒有照射到生物體上的準靜電場，考慮如下的方法對電極設置導體的框(以下，將其稱為導體框)使其包圍除了照射方向(即配置在生物體的表面上的方向)之外的全部方位，並將該導體框接地。
利用該方法，導體框中的電荷集中在框內表面使得抵消從電極發送的準靜電場，因此抑制沒有照射到生物體上的準靜電場，準靜電場僅在照射方向(即，配置在生物體的表面上的方向)上擴展。結果，生物體以外的變動要素不會影響配置在準靜電場中的生物體的阻抗。
然而，這種方法限於假定導體框中導體電氣性地接地、自由電子在與接地之間移動而始終為「0」的時候，即限定於能夠充分接地的條件的時候。例如，如安裝在便攜設備中等那樣，在接地不穩定的情況或者不能接地的情況下，在這種情況下的仿真(以下，將其稱為第一仿真)中成為如圖5所示的電場分布圖案。慎重起見，附加該圖5中示出的電場分布圖案作為參考圖1。
此外，該第一仿真的模型採用了半徑為0.5[mm]的圓筒狀的電極，作為包圍該電極的導體框，採用了內徑為1.0[mm]以及外徑為1.5[mm]的剖面為凹型圓筒狀的導體框。此外，導體框處於沒有接地的狀態、即電浮置的狀態，在該電極上施加了頻率為10[MHz]的信號。而且，設生物體中的電氣特性與肌肉等價(相對介電常數為170，導電率為0.6[S/m])。
從該第一仿真中的電場分布圖案也可知，在不能接地的狀況下，準靜電場擴展到導體框外部。這是因為在電極和導體框之間產生電位差的緣故。
另一方面，代替第一仿真的模型中採用的圓筒狀的電極，在採用了半徑為0.5[mm]的圓盤狀的一對電極(偶極子)的情況下，在該情況下的仿真(以下，將其稱為第二仿真)中成為如圖6所示的電場分布圖案。慎重起見，附加該圖6中示出的電場分布圖案作為參考圖2。
從該第二仿真的電場分布圖案也可知，從一對電極(偶極子)產生的準靜電場由於相位互相完全相反，因此互相抵消，結果，幾乎不會發生準靜電場擴展到導體框外部的情形。
然而，在一對電極(偶極子)的側面之中最接近導體框內壁的部分中，在該電極和導體框之間產生電位差，因此，準靜電場擴展到一對電極(偶極子)的法線方向上的生物體表面附近，結果，不能限於電極下方而檢測生物體的阻抗。
因此，認為如果對一對電極分別施加獨立的信號使得導體框的電位不發生變化(即，使電位固定)，則能夠將準靜電場的定向性控制成限於電極正下方，對其進行仿真(以下，將其稱為第三仿真)。
如圖7所示，該第三仿真的模型由以下部分構成圓盤狀的電極Ea、以該電極Ea為中心對稱地包圍該電極Ea的環狀的電極Eb、以及關於除了成為電場照射方向的開口部OP之外的全部方位以該電極Ea為中心對稱地覆蓋和包圍這些電極Ea、Eb的導體框FM。此外，在該第三仿真的模型中，電極Ea、Eb配置在同一平面上，且配置成與導體框FM的開口部OP的面接觸。
該電極Ea的半徑為0.5[mm]，電極Eb採用內徑為1.0[mm]以及外徑為1.5[mm]的電極，此外，導體框FM的內徑為3.0[mm]、外徑為3.5[mm]，並處於電浮置的狀態。此外，設生物體LB中的電氣特性與10[MHz]肌肉等價(相對介電常數為170，導電率為0.6[S/m])。
此外，設施加到電極Ea上的信號的頻率為10[MHz]且振幅為1[V]，施加到電極Eb上的信號的頻率為10[MHz]，其相位相對於施加到電極Ea上的信號偏離180[°]，可使振幅適當變化，由此，驗證了導體框FM和相當於大地電位的接地板GND之間的電場強度。此外，在該電場強度足夠小的情況下，這表明導體框FM的電位沒有變化，可看作是恆定的。
圖8中示出該第三仿真結果，圖9至圖12中示出該仿真結果的一部分電場分布圖案。慎重起見，附加該圖9至12所示的電場分布圖案分別作為參考圖3至參考圖6。
如從這些圖8至圖12也可知，在第三仿真中，在將施加到核心的電極Ea上的信號的振幅設為1[V]時，如果將施加到包圍該核心的電極Ea的電極Eb上的信號的振幅設為0.17[V]，則準靜電場不僅不會擴展到導體框FM的外部，也不會擴展到生物體表面附近。結果，可以限於電極下側而檢測生物體的阻抗。
然而，施加到電極Ea、Eb上的信號的振幅比根據電極形狀、電極配置方式以及導體框形狀而變化。因此，實際上，在組裝一對電極以及導體框的狀態下，通過實測在該導體框之中電極最接近其內壁的部分的電場強度變小，決定施加到一對電極上的信號的振幅比。
這樣，如果對一對電極分別施加獨立的信號使得導體框的電位成為恆定，則可以將準靜電場的定向性控制成限於電極正下方。結果，可以與接地環境無關地限於檢測電極下的生物體的阻抗，因此，不僅可以實現能夠提高檢測精度的檢測裝置、而且可以不考慮接地狀態而設置檢測裝置，因此變得方便。
此外，在上述的仿真中，採用了株式會社情報數理研究所的電磁波通用分析軟體「EEM-FDM」。它是關於所指定的頻率利用差分法使麥克斯韋方程式離散化、並計算空間中的電場、磁場以及供電電極間的阻抗的軟體。
(4)實施方式(4-1)檢測裝置的整體結構下面，作為一個實施方式，圖13中示出從生物體組織的阻抗檢測特定組織的檢測裝置。該檢測裝置1由阻抗檢測部2和血管檢測部3構成。
(4-2)阻抗檢測部的結構阻抗檢測部2具有與生物體中的檢測對象抵接的多個電極單元UT1～UTn。這些各電極單元UT1～UTn分別以圖7所示的一對電極Ea、電極Eb以及導體框FM為構成單位。
即，各電極單元UT1～UTn分別由圓盤狀的電極Ea、以該電極Ea為中心對稱地包圍該電極Ea的環狀的電極Eb、以及在除了成為電場照射方向的開口部OP之外的全部方位以該電極Ea為中心對稱地覆蓋和包圍這些電極Ea、Eb的導體框FM構成，該電極Ea、Eb配置在同一平面上，且配置成與導體框FM的開口部OP的面接觸。但是，各電極單元UT中的電極Ea、電極Eb以及導體框FM的尺寸也可以不是圖7所示的尺寸，可以適當選定。
此外，這些電極單元UT1～UTn在其導體框FM的開口部OP的開口面處於同一平面上的狀態下配置成格子狀，連接相互鄰接的導體框FM而形成為一體，該導體框FM接地。但是，在該圖13中，為了方便，以排列成一列的狀態示出了電極單元UT1～UTn。
在此，導體框FM的材質選定為具有柔軟性的材質。由此，該電極單元UT1～UTn可以形成為一體，並對非直線性的生物體表面，分別密接配置成與各個導體框FM的開口部OP的面接觸的電極Ea、Eb。
此外，從信號輸出控制部20向這些電極單元UT1～UTn中的一對電極Ea、Eb，提供例如選定為10[MHz]頻率的信號。以當成為檢測對象的生物體組織的導電率以及相對介電常數在某個低頻帶以下時可以與其他組織明確地區分、或者此外成為檢測對象的生物體組織存在於離其表面大約多深等為指標來選定該信號。
因此，在這些電極單元UT1～UTn中的電極Ea、Eb與生物體抵接的狀態下，從信號輸出控制部20向該電極Ea、Eb提供信號時，響應於該信號，從該電極Ea、Eb產生的準靜電場在電極附近的空間(到與所選定的頻率對應的距離為止的空間)中以佔優勢的狀態(大於放射電場、感應電磁場的強度的狀態)照射到生物體上。
在這種情況下，向阻抗檢測部2中的阻抗運算部21，經過所對應的開關SW1～SWn，輸入分別設置在信號發送源25以及各電極單元UT1～UTn之間的電流計CM1～CMn中的測量結果SA1～SAn，並且輸入電壓計VM對該信號發送源25的測量結果SV。
阻抗運算部21根據電流計CM1的測量結果SA1和電壓計VM的測量結果SV之比、電流計CM2的測量結果SA2和電壓計VM的測量結果SV之比、……、電流計CMn的測量結果SAn和電壓計VM的測量結果SV之比，分別求出與各電極單元UT1～UTn對應的阻抗值。此外，得到的該阻抗值為複數，但是當檢測生物體時，最好採用實數分量、虛數分量以及這些分量的組合之中靈敏度高的分量。
然後，阻抗運算部21將與電極單元UT1～UTn對應的阻抗值分別作為數據(以下，將其稱為阻抗數據)IP1～IPn，輸出到血管檢測部3。
這樣，阻抗檢測部2可以檢測生物體組織的阻抗。
(4-3)信號輸出控制部的具體結構下面，利用圖14具體說明這種阻抗檢測部2中的信號輸出控制部20的結構。
該信號輸出控制部20具有信號發送源25、放大器26以及變壓器27，從該信號發送源25發送的10[MHz]的正弦波信號經過放大器26放大後，輸出到變壓器27的初級線圈中。
該變壓器27的次級線圈的一端分別連接到各電極單元UT(UT1～UTn)中的電極Ea，另一方面，次級線圈的另一端分別連接到該電極單元UT中的電極Eb。
此外，在變壓器27的次級線圈中，以規定卷數間隔設置有多個抽頭(沒有圖示)，這些抽頭中的任一個抽頭連接到對各電極單元UT中的導體框FM的接地。
在如上所述組裝了電極單元UT1～UTn的狀態下，將該一個抽頭設為在該電極單元UT中的導體框FM之中電極Eb最接近其內壁的部分的電場強度最小的抽頭。
由變壓器27升壓後的信號作為相位差為180[°]、且具有規定的振幅比的信號而輸出。該振幅比根據例如電極Ea、Eb間的距離與電極Eb以及導體框FM間的距離之間的關係、這些電極Ea、Eb以及導體框FM的形狀等電極單元UT的結構而適當變化。
因此，在將由變壓器27升壓後的信號施加到各電極單元UT中的一對電極Ea、Eb上的情況下，從核心的電極Ea發送的準靜電場在直到達到電極單元UT中的導體框FM為止抵消從包圍該核心的電極Ea的電極Eb發送的準靜電場，可抑制該導體框FM的電位變動。
結果，例如如圖11所示，對於每個電極單元UT，限於一對電極Ea、Eb下方的生物體而照射從各電極單元UT產生的準靜電場。
這樣，信號輸出控制部20可以限於電極單元UT中的一對電極Ea、Eb下方而照射準靜電場。
(4-4)血管檢測部的結構另一方面，如圖15所示，血管檢測部3通過在CPU(CentralProcessing Unit中央處理器)31上分別相互連接以下部分而構成保存規定程序的ROM(Read Only Memory只讀存儲器)32、作為該CPU31的工作存儲器的RAM(Random Access Memory隨機存取存儲器)33、高速緩衝存儲器34以及EEPROM(Electrically ErasableProgrammable ROM電可擦除只讀存儲器)35。
該CPU31按照保存在ROM32中的程序，適當控制高速緩衝存儲器34、EEPROM35以及阻抗檢測部2(圖13)，由此執行血管檢測處理。
即，CPU31對輸出到該電極單元UT的信號的輸出目的地進行切換控制，使得對於各電極單元UT依次提供從信號發送源25(圖14)輸出的信號。
由此，與對全部電極單元UT1～UTn分別同時施加來自信號發送源25的信號的情況相比，CPU31可以預先避免由阻抗檢測部2檢測出基於從相互鄰接的電極產生的準靜電場的相互作用的阻抗的情形。
而且，CPU31將從阻抗運算部21依次提供的阻抗數據IP1～IPn存儲到高速緩衝存儲器34中，如圖16所示，對於該存儲的阻抗數據IP1～IPn，以m行n列的電極(以下，將其稱為單位電極組)SU為單位進行處理。
具體來說，如圖17所示，將阻抗數據IP1～IPn的值置換為與電極配置對應的矩陣，根據該矩陣，對每個單位電極組SU檢測最小的阻抗。如上所述，由於阻抗隨著電極配置位置靠近血液而變小，因此最小阻抗的位置(k0，j0)表示血管中的血流方向的剖面中心。
CPU31在檢測到最小阻抗的位置(k0，j0)的情況下，例如如圖18所示，根據離該最小阻抗的位置(k0，j0)的距離以及在該距離處的阻抗值，識別該位置(k0，j0)周邊的阻抗的變化，並且讀出預先記錄在EEPROM35中的詞典數據DC。
例如如圖19所示，該詞典數據DC是表示基準位置(k，j)周邊的阻抗的變化和與該變化對應的生物體內的血管深度及血管直徑的數據。另外，圖18以及圖19為了方便，示出了從該位置(k，j)到j方向周邊的阻抗變化的程度和離該位置的距離。
CPU31根據該詞典數據DC，判斷與此時識別的阻抗的變化對應的血管深度以及血管直徑。
這樣，CPU31可以將從與檢測出最小阻抗的位置(k0，j0)對應的電極到該電極周邊的電極為止的距離和該距離處的阻抗值作為判斷基準，即，將電極間的距離和從該電極檢測出的阻抗變化的程度作為基準，判斷血管深度以及血管直徑。
根據該檢測裝置1，可以通過各種生物體組織的電氣特性分散的頻帶的準靜電場對每個電極單元UT1～UTn檢測出阻抗，因此，即使生物體中的各種組織的電氣特性反映到阻抗中，也可以根據從各電極單元UT1～UTn檢測出的各阻抗的差別，正確地區分在該準靜電場中有血液的情況和沒有血液的情況。
此外，由於各種生物體組織的電氣特性分散的頻帶為低頻帶，響應於該低頻帶的信號而發送的準靜電場的強度與放射電場以及感應電磁場相比佔優勢，因此通過該準靜電場對每個電極單元UT1～UTn檢測出的阻抗中，不會反映放射電場以及感應電磁場的影響，因此可以更正確地區分有無血液。
而且，在準靜電場中的生物體表面和電極之間存在衣服等原材料的情況下，通常由於該原材料的相對介電常數低，因此不會受到存在於該生物體表面以及電極間的原材料的影響，可以檢測出配置在準靜電場中的生物體的阻抗。
此外，根據該檢測裝置1，以電極間的距離和從該電極檢測出的阻抗變化的程度為基準來判斷血管的寬度(血管直徑)以及血管深度(圖18、圖19)，因此可以非侵入地正確獲取與血液有關的更多的信息。因此，即使生成血管直徑以及血管深度來作為生物體識別數據，也可以避免降低根據該生物體識別數據識別是否為本人的精度(FRR(False Rejection Rate錯誤拒絕率)、FAR(FalseAcceptance Rate錯誤接受率))。
(4-5)動作以及效果在以上的結構中，該檢測裝置1利用導體框FM，除了電場照射方向之外，包圍核心的電極Ea以及包圍該核心的電極Ea的電極Eb(參照圖7的(B)等)，對該電極Ea輸出第一信號。另一方面，對電極Eb輸出以第一信號為基準選定了其波形的第二信號(參照圖8)，使得從一對電極Ea、Eb產生了準靜電場的情況下的導體框FM的電位不是在空間上而是在時間上恆定。
因此，在該檢測裝置1中，由另一方電極Eb管理如下功能抑制導體框FM由於從輸出第一信號的一方電極Ea發送的準靜電場而振動。即，另一方電極Eb作為控制從一對電極Ea、Eb產生的準靜電場的控制電極而發揮功能。
即，在該檢測裝置1中，可從該電極Eb得到在使導體框FM完全接地的情況下可能從該接地得到的電荷。因此，即使在將生物體配置成接觸導體框FM的開口側的情況下，從一方電極Ea產生的準靜電場在到達導體框FM之前與從另一方電極Eb產生的準靜電場相互抵消，結果，不會由於導體框FM的振動而使準靜電場漏到其外部，通過該導體框FM的開口面，在其開口方向上施加電場(參照圖11)。
這樣，在該檢測裝置1中，可以降低來自導體框FM外的對準靜電場的影響，並且可以將該準靜電場限制在施加對象上，因此可以根據阻抗的差別而正確地檢測生物體內部有無膠體。
根據以上結構，通過使一對電極Ea、Eb之中的一方電極Eb作為控制電極發揮功能，可以降低來自導體框FM外的對準靜電場的影響，並且將準靜電場限制在應當為施加對象的開口側上，因此可以實現檢測精度高的檢測裝置1。
(5)其他實施方式在上述實施方式中，敘述了作為一對電極的形狀而應用圓盤狀的電極Ea和環狀的電極Eb的情況，但是本發明不限於此，也可以應用其他各種形狀的電極。此外，一對電極彼此的形狀既可以相同，也可以不同。
此外，作為一對電極的位置關係，在上述實施方式中，將電極Ea和以該電極Ea為中心均勻地包圍該電極Ea的周圍的電極Eb配置在同一平面上、即在與電場照射方向正交的方向上以同心圓狀形成一對電極Ea、Eb，但是也可以不是同心圓狀，而是例如將一對電極排列配置等。
另外，例如，也可以將一對電極中的第一電極和第二電極配置在相互不同的面上，或者也可以代替將一對電極配置成接觸導體框FM的開口部OP的面，而配置在由該導體框FM包圍的空間內。
另外，例如，也可以將第二電極如下配置將通過第一電極且與電場照射方向(開口部OP的開口面)平行的軸設為對稱軸，對稱地包圍該第一電極。
重要的是將一對電極配置成通過一對電極形成電偶極子或者電多極子。此外，也可以將一對電極的一方或者雙方設為電偶極子或者電多極子。
這樣，作為第一電極和第二電極之間的位置關係、第一電極以及第二電極相對框部的位置關係，可以應用各種方式。
此外，如果配置成使第一電極和第二電極之間的位置關係、第一電極以及第二電極相對框部的位置關係對稱，則與沒有配置的情況相比，與作為該一對電極以及導體框整體的均勻性的增加相應地，可以使對一方電極輸出的第一信號和對另一方電極輸出的第二信號的波形近似。結果，可以比較容易地以第一信號為基準選定第二信號的波形，使得在從一對電極產生電場的情況下導體框的電位恆定。
另外，在上述的實施方式中，敘述了作為框部應用在除了成為電場照射方向的開口部OP之外的全部方位以電極Ea為中心對稱地覆蓋和包圍電極Ea、Eb的導體框FM的情況，但是本發明不限於此，例如，也可以不在除了成為電場照射方向的開口部OP之外的全部方位覆蓋和包圍，而使該導體框FM的側壁為柵狀等。
在此，圖20中示出將導體框FM的側壁設為柵狀的情況下的仿真(以下，將其稱為第四仿真)的模型，圖21至圖25示出了在與第三仿真相同的條件下對該第四仿真的模型進行仿真的結果的一部分(與第三仿真對應的部分)電場分布圖案。慎重起見，作為參考圖7至參考圖11分別添加了這些圖21至圖25中示出的電場分布圖案。
從這些圖21至圖25也可知，在第四仿真中，在將施加到核心的電極Ea上的信號的振幅設為1[V]時，如果將施加到包圍該核心的電極Ea的電極Eb上的信號的振幅設為0.15[V]，則準靜電場不僅不會擴展到導體框FM的外部，而且也不會擴展到生物體表面附近。
但是，在該第四仿真中，雖然不會由於導體框FM的振動而使電場漏到其外部，但是由於該導體框FM的側壁為柵狀，因此電場經過其縫隙漏到其外部(特別地參照圖25)。然而，在導體框FM的上方，不會有準靜電場的洩漏，因此與像以往那樣僅對電極的周圍設置框的情況(圖5)相比，可以降低來自導體框FM外的對準靜電場的影響，並且可以將該準靜電場限制在照射對象上。
此外，框部不限於如上所述將導體框FM的側壁設為柵狀的情況，如果在電場照射方向上有開口，則可以選定球狀、圓筒狀、圓錐狀、截錐狀或者任意的立體狀，關於其立體形狀的剖面或者底面形狀也不限於圓狀，可以選定四邊形、六邊形、星形或者任意的立體狀。
此外，作為框部，最好在除了電場照射方向以外的全部方位覆蓋和包圍一對電極，特別地，形成為在由與配置有電極的面正交的中心軸規定的圓筒形狀上附加了一方底面的形狀，將與該圓筒形狀的一方底面相對的另一方底面作為開口部。這是因為與採用複雜的形狀等的情況相比，容易確保均勻性，因此可以比較容易地以第一信號為基準選定第二信號的波形，使得在從一對電極產生電場的情況下導體框的電位恆定。
而且，該框部不限於導體。在此，作為框的電氣特性，在圖26中示出設相對介電常數為1800000、導電率為0[S/m]的情況下的仿真的電場分布圖案，並且在圖27中示出設相對介電常數為20000，導電率為0[S/m]的情況下的仿真的電場分布圖案。慎重起見，作為參考圖12以及參考圖13分別添加這些圖26以及圖27中示出的電場分布圖案。
從這些圖25以及圖26也可知，如果是具有非常高的介電常數的電介質，則可以得到與導體的情況相同的結果。因此，如果具有一定的導電性，則不限於導體。
而且，在上述的實施方式中，敘述了作為向一對電極的一方輸出第一信號、並且向該一對電極的另一方輸出第二信號的輸出單元，應用信號輸出控制部20(圖14)的情況，但是本發明不限於此，可以廣泛應用於除此之外的裝置。
例如，作為生成相位差為180[°](相位相反)的輸出到電極Ea的第一信號和輸出到電極Eb的第二信號的單元，在上述的實施方式中使用了變壓器27(圖14)，但是如圖28中的信號輸出控制部40所示，可以使用非反轉放大電路41以及反轉放大電路42。
此外，此時，作為調整第一信號以及第二信號的振幅比的單元，在上述實施方式中是抽頭(沒有圖示)，但是在圖28所示的信號輸出控制部40中是非反轉放大電路41或者反轉放大電路42的可變電阻VR1、VR2。即使在使用了這種信號輸出控制部40的情況下，也可以得到與上述實施方式的情況相同的效果。
此外，關於第一信號以及第二信號，代替如信號輸出控制部20以及40那樣使相位差為180[°](相位相反)且使振幅比為規定值的結構，例如也可以使用將振幅比設為相同、使相位差偏離規定角度的結構。即使這樣也可以得到與上述實施方式的情況相同的效果。
此外，也可以使用由對電極Ea輸出第一信號的信號發生源和輸出第二信號的信號發生源構成的信號輸出控制部，其中，以該第一信號為基準而選定第二信號的波形使得從一對電極Ea、Eb產生電場的情況下導體框FM的電位恆定。即使這樣也可以得到與上述實施方式的情況相同的效果。
不限於這樣的例子，代替信號輸出控制部20，可以廣泛應用其他各種單元。
此外，在上述實施方式中，敘述了使用準靜電場檢測生物體的阻抗的情況，但是本發明不限於此，例如也可以用於使用感應電磁場、準靜電場在某特定範圍內進行數據通信的情況等。
在這種用途中，也可以降低來自導體框FM外的妨礙波的對通信對象的電場的影響，並且可以將該通信對象的電場限制在接收電極，結果，可以提高通信效率。
而且，在上述的實施方式中敘述了檢測有無血液的情況，但是本發明不限於此，例如可以檢測骨髓液、腦脊髓液以及淋巴液等膠體溶液、腸內氣體以及肺內氣體等生物體內部的其他各種膠體的有無。在這種情況下，如果根據膠體的種類適當變更電極的配置部位、施加到該電極上的信號的頻率，則可以與上述實施方式的情況下同樣地檢測應該為目的的膠體的有無。
而且，在上述實施方式中，敘述了判斷包含血液的血管的寬度(血管直徑)以及生物體內部中的血液(血管)的深度的情況，但是本發明不限於此，例如可以判斷包含骨髓液的骨髓組織的寬度以及深度、包含腦脊髓液的腦脊髓組織的寬度以及深度、包含淋巴液的淋巴管的寬度以及深度、包含腸內氣體的大腸組織的寬度以及深度、包含肺內氣體的肺組織的寬度以及深度等其他各種組織的斷層像。
而且，在上述實施方式中，敘述了判斷血液中的血球成分和血清成分的比率(血液粘度)的情況，但是本發明不限於此，例如也可以判斷骨髓液、腦骨髓液、淋巴液中的球成分和溶液成分的比率、腸內氣體、肺內氣體中的粒子成分和溶劑成分。
產業上的可利用性本發明可以用於識別生物體或者判斷生物體的狀態等。
權利要求
1.一種電場控制裝置，對電場施加對象施加電場，其特徵在於，具有產生上述電場的第一電極以及第二電極；配置在上述第一電極以及上述第二電極的周圍並與該第一電極以及第二電極連接的框部；設置在上述框部的一端上的開口部；輸出單元，其向上述第一電極輸出第一信號，並且向上述第二電極輸出第二信號，上述輸出單元在從上述第一電極以及上述第二電極產生了上述電場的情況下，將上述第二信號輸出到上述第二電極，使得上述框部的電位不隨時間變化而恆定。
2.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述輸出單元具有產生單元，其產生上述第一信號和相對於該第一信號相位相反的上述第二信號；調整單元，調整上述第一信號以及上述第二信號的振幅比。
3.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述輸出單元輸出上述第一信號以及上述第二信號，上述第一信號以及上述第二信號具有在從上述開口部向外部形成的上述電場中在規定的距離處準靜電場的強度比感應電磁場強的頻率。
4.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述框部配置成以上述第一電極為中心、對稱地包圍上述第一電極。
5.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述框部在除了上述開口部以外的全部方位，覆蓋和包圍上述第一電極以及上述第二電極。
6.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述第二電極配置成將通過上述第一電極且與電場照射方向平行的軸作為對稱軸、對稱地包圍上述第一電極。
7.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述第一電極以及上述第二電極配置在同一面上，上述框部形成為如下形狀在由通過上述第一電極並與配置了上述電極的面正交的中心軸規定的圓筒形狀上付加了一方底面的形狀；上述開口部是與上述框部的上述圓筒形狀中的上述一方底面相對的另一方底面。
8.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述第一電極以及上述第二電極配置成大致接觸上述開口面。
9.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述第一電極是電偶極子或者電多極子。
10.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述第一電極以及上述第二電極配置成根據上述第一電極以及上述第二電極而形成電偶極子或者電多極子。
11.根據權利要求1所述的電場控制裝置，其特徵在於，上述框部由導電性物質構成。
12.一種檢測裝置，檢測生物體中的規定的檢測對象，其特徵在於，具有第一電極以及第二電極；配置在上述第一電極以及上述第二電極的周圍並與該第一電極以及第二電極連接的框部；設置在上述框部的一端上的開口部；輸出單元，其將第一信號以及第二信號輸出到所對應的上述第一電極以及上述第二電極，上述第一信號以及上述第二信號具有使在從上述第一電極以及上述第二電極經過上述開口部形成的電場中在規定的距離處準靜電場的強度比感應電磁場強的頻率；阻抗檢測單元，從上述第一電極以及上述第二電極檢測出配置在上述電場中的生物體的阻抗；以及膠體檢測單元，根據檢測出的各阻抗的差別，檢測上述生物體內部有無膠體，上述輸出單元在從上述第一電極以及上述第二電極產生了上述電場的情況下，將上述第二信號輸出到上述第二電極，使得上述框部的電位不隨時間變化而恆定。
全文摘要
本發明提供一種電場控制裝置以及檢測裝置。提出能夠更高效率地發送準靜電場的電場控制裝置以及能夠提高檢測精度的檢測裝置。設置有一對電極；除了電場照射方向之外包圍一對電極的導電性的框部；以及輸出單元，其向一對電極的一方輸出第一信號，並且向該一對電極的另一方輸出第二信號，對於第二信號，以第一信號為基準選定了其波形，使得在從一對電極產生電場的情況下框部的電位恆定。
文檔編號G01N27/00GK101053516SQ20071009821
公開日2007年10月17日 申請日期2007年4月13日 優先權日2006年4月14日
發明者滝口清昭 申請人:索尼株式會社