WO1987000024A1

WO1987000024A1 - Apparatus for diagnosing functions of internal organs and automatic nerves

Info

Publication number: WO1987000024A1
Application number: PCT/JP1986/000122
Authority: WO
Inventors: Hiroshi Motoyama; Fumiaki Nukada
Original assignee: Hiroshi Motoyama; Fumiaki Nukada
Priority date: 1985-06-27
Filing date: 1986-03-10
Publication date: 1987-01-15
Also published as: US4794934A; EP0231379A4; JPH0233381B2; JPS62324A; EP0231379A1

Description

明細書

内臓 -自律神経機能轸断装置

技術分野

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。

背景技術

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。

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。

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、

( 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，

( 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、

( 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、

ことがしばしばあった。

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。

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。

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。

発明の開示

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。

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。

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。

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

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、

第 2図は、 2個の電極間に流れる電流の波形図、

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、

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、

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、

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、

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、

第 1 2図は、電極の他の例を示す図、

第 1 3図は、第 1 2図の断面図、 ·

第 1 4図は、バーチャートの表示例を示す図、

第 1 5図は、レーダーチャートの表示例を示す図である。

発明を実施するための最良の形態

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。

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。

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、

( t 3

S = 1 i ( t ) d t - I s X T

3 t i

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

tan Θ = i ( t )

dt

を意味する。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

a ：肺経 b ：大腸経 c ：心包経

d ：三焦経 e ：心経 f ：小腸経

g ：脾経 h ：肝経 i ：胃経

j ：胆経 k _: 腎経 & 膀胱経

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

産業上の利用分野

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。

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。

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。