专利名称：检测设备和检测方法
技术领域：
本发明涉及检测设备和检测方法，并通常可适于应用以便非侵入性(non-aggressively)地检测血管状态。
背景技术：
在活的有机体内非侵入性地测量活有机体反应的测量仪器已经由本申请的受让人提出，并在日本待公开专利No.2005-73974中公开。
根据所提及的测量仪器，从发电电极(generation electrode)生成具有比位于与不同频率分别对应的多个距离的每一个处的感应电磁场强度都高的强度的准静电场。然后，由检测电极检测与该距离对应的频率的准电磁场的强度变化。所述测量仪器基于检测的结果来检测与准电磁场相互作用的活有机体反应，例如，两个活有机体的反应例如为同时存在的双层界面电势和神经活动电势。
发明内容
然而，在具有上述配置的测量仪器中，尽管可同时检测两个不同的活有机体反应，仍然存在以下问题，即不能明确活有机体的反应由何组织作出。
因此，需要提供一种检测设备和检测方法，通过该装置和方法可高度准确地检测活有机体中的特定检测对象。
根据本发明的实施例，检测设备包括信号输出装置，信号输出装置，配置为分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的不同组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；阻抗检测装置，配置为通过每个所述电极来检测在所述电极响应于所述输出单独地生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和胶体检测装置，配置为响应于已检测的阻抗之间的差来检测在活有机体内部存在或者不存在胶体。。
在检测设备中，从每个电极检测各种活有机体的电学特性方面的差别很大的频率带的准静电场阻抗。因此，即使活有机体组织的电学特性反映在阻抗上，也可根据从电极检测到的阻抗之间的差精确地识别在从电极产生的准静电场中是否存在胶体。
此外，在该情况下，活有机体的各种组织的电学特性之间的差高于预定水平的频率带是低频区域，响应于低频带信号所产生的准静电场在强度上高于辐射场和感应电磁场。因此，辐射场和感应电磁场的影响没有反映在单个电极通过准静电场检测的阻抗上。结果，可更精确地识别胶体的存在或不存在。
根据本发明的另一实施例，一种检测方法包括第一步骤，用于分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的不同组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；第二步骤，通过每个所述电极来检测在所述电极响应于所述输出单独地生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和第三步骤，响应于所检测的阻抗之间的差来检测在活有机体内部存在或者不存在胶体。
在所述检测方法中，从每个电极检测不同活有机体的电学特性方面的差别很大的频率带的准静电场的阻抗。因此，即使活有机体组织的电学特性反映在阻抗上，也可通过从电极检测到的阻抗之间的差精确地识别在从电极产生的准静电场中是否存在胶体。
此外，在该情况下，活有机体的各种组织的电学特性之间的差异高于预定水平的频率带是低频区域，响应于低频带信号所生成的准静电场在强度上胜于辐射场和感应电磁场。因此，辐射场和感应电磁场的影响没有反映在单个电极通过准静电场检测的阻抗上。结果，可更精确地识别胶体的存在或不存在。
总的说来，在所述检测设备和检测方法中，其中活有机体各种组织之间的电学特性的差异高于预定水平的频带的信号被单独输出到两个或多个电极。然后，通过每个电极，检测在电极响应于所述输出分别生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗。此后，响应于所检测到的阻抗之间的差来检测活有机体内存在或者不存在胶体。因此，即使活有机体组织的电学特性反映在阻抗上，都可通过从电极检测到的阻抗之间的差而精确识别在准静电场中是否存在胶体。所以，可以高度准确地检测活有机体中的具体检测对象。
图1是图示了各种组织的频率和导电性之间的关系的图；图2是图示了各种组织的频率和特定介电常数之间的关系的图；图3是示出了第一仿真模型的示意图；图4是示出了活有机体组织的等效电路的电路图；图5是图示了通过第一仿真模型的仿真结果的图；图6是示出了第二仿真模型的示意图；图7是示出了电极排列的示意图；图8和图9是图示了通过第二仿真模型的仿真结果的图示和图；图10是示出了第三仿真模型的示意图；图11A、11B、12A、和12B是图示了用不同电极对不同血管直径和深度进行测量的示意图；图13和14是图示了通过第三仿真模型的仿真结果的图示；图15和16是图示了不同电场相对于距离的不同相对强度变化的图；图17是示出了施加本发明的检测设备的配置的框图；图18是示出了在图17的检测设备中使用的屏蔽(shiel)的配置的示意图；图19是示出了图17的检测设备的血管检测部分的配置的框图；图20是示出了在图19的血管检测部分中使用的阻抗检测单元的示意图；图21是示出向图19的血管检测部分中使用的矩阵的转换的示意图；图22是示出在展示最小阻抗的位置附近的阻抗变化量与到该位置的距离之间的关系的图；图23是示出在图17的检测设备中使用的字典数据的图；图24是示出由图17的检测设备执行的血管检测处理过程的流程图；图25是示出了向其施加了本发明的第二实施例的鉴别设备的配置的框图；图26是示出了向其施加了本发明的第三实施例的鉴别设备的配置的框图；和图27是示出了可包含在图17的检测设备中的经修改的阻抗检测部分的配置的示意图。
具体实施例方式
1、实施例概述在图1中示出了人体不同内部组织的频率和特定介电常数之间的关系，而在图2中示出了频率和导电性之间的关系。需要注意的是，在图1和2中，频率、特定介电常数和导电性均以指数表示。而且，图1和2的图中的特定值是基于Gabriel C.(1996)“Complication of the dielectric properties of bodytissues at RF and microwave frequencies”，Books Air Force Base，报道号No.A1/OE-TR-1996-0037等。
通过图1和2可以认识到，每个组织处的特定介电常数和导电性对于组织而言是唯一的。然而，在高频带中，各种组织处的特定介电常数和导电性展示出相对较小的差别并且稠密地分布。因此，高频带的使用对于特定组织的检测而言是不利地。
相反，在低频带中，各种组织处的特定介电常数和导电性展示出相对较大的差别并被离散分布。因此，对于检测特别组织而言使用低频带是有利的。特别是，在血液处，特定介电常数和导电性在从大约1MHz到10MHz的频率范围中与其它组织的介电常数和导电性明显不同。因此，血液被有利地检测。
要注意这样的事实，所述组织在低频带中的电学特性(特定介电常数和导电性)彼此显著不同，在本实施例中，基于活有机体的阻抗变化从表皮非侵入性地检测血液状态。
2、仿真就检测方法进行了仿真。以如图3所示的方式完成了仿真模型(此后称为第一仿真模型)。参见图3，一个电极EL布置在活有机体组织LBOR的表面上，所述活有机体组织包括0.5mm厚的表皮层EP、0.5mm厚的真皮层DA，4mm厚的脂肪层FT、和15mm厚的肌肉层MV。然后，具有固定振幅但具有从1到100MHz的频率的各种信号被分别施加到电极EL。
此时，假设在脂肪层中存在血管VB的一情况和在脂肪层中不存在血管VB的另一情况，并测量在这些情况下通过电极EL获得的活有机体组织LBOR的阻抗。活有机体组织LBOR在这个情况下的等效电路如图4所示。应当注意血管VB的电学特性被设置为与血液的电学特性相等。
在图5中示出了利用第一仿真模型的仿真结果。应当注意，图5中的频率以指数形式表示，而阻抗以实部分量表示。从图5中明显可以看出，血管VB的存在与否反映在表皮、真皮、脂肪、血液和肌肉处的阻抗的积分结果上。可以看出，血管VB的存在与否更加清楚地具体反映在低频带中。
图6示出了另一仿真模型(此后称做第二仿真模型)。参见图6，根据第二仿真模型，具有固定振幅和1MHz固定频率的信号被施加到在活有机体组织LBOR表面上布置的两个电极EL1和EL2上，所述活有机体组织LBOR在其脂肪层FT中包括L形血管VBL。
此时，电极EL1和EL2的布置位置被连续设置到L形血管VBL的弯曲位置和该弯曲位置周围的多个位置处，并测量根据布置在这些位置处的电极EL1和EL2而检测的活有机体组织LBOR的阻抗。
电极EL1和EL2的布置位置由沿X方向的五个位置-8mm、-4mm、0mm、4mm和8mm和沿Y方向的五个位置-8mm、-4mm、0mm、4mm和8mm来限定，其中L形血管VBL的弯曲位置P被定义为原点，如图7所示。
在图8和9中图示了采用第二仿真模型的仿真结果。附带地，图8中的阻抗仅仅以实部分量表示。同时，图9在视觉上图示了图8的阻抗值，通过内插得出了除电极EL1和EL2的布置位置之外的其它位置处的阻抗值。
从图8和9中明显可以看出，当电极布置位置接近血管(血液)时，阻抗降低。通过这一点，可以认识到，可能判定在展示低阻抗的电极之下存在血管。
同时，图10图示了又一仿真模型(此后称做第三仿真模型)。参见图10，在第三仿真模型中，具有固定振幅和1MHz固定频率的信号被施加到在活有机体组织LBOR表面上布置的两个电极EL1和EL2上。
此时，如从作为沿着图10的线A-A’的截面图的图11所看出的，在距离表面1mm的位置处存在横截面为1mm×0.5mm的血管VB1(图11A)的情况下、和在距离表面1.5mm的位置处存在横截面为4mm×3.5mm的血管VB2的另一种情况下，测量由电极EL1检测的活有机体组织LBOR的阻抗。
此外，测量如图12A所示的、从距离图11A的情况中的电极EL1的位置2mm处取代的另一电极EL2所检测的活有机体组织LBOR的阻抗；以及如图12B所示的、从距离图11B的情况中的电极EL1的位置2mm处取代的电极EL2所检测的活有机体组织LBOR的阻抗。
在图13中图示了采用第三仿真模型的仿真结果。应当注意，图13中的阻抗仅仅以实部分量表示。从图13中还明显可以看出，由于电极EL1与血液之间的距离很小，阻抗的测量结果没有反映在电极EL1上，但由于电极EL2与血液之间的距离在某种程度上很大，阻抗的测量结果反映在电极EL2上。
特别地，在血管厚的地方，由于电极EL2与血液之间的距离小于血管薄的地方的距离，所以阻抗高。而且在从活有机体的表面到血管的距离(该距离此后称做血管深度)很大的地方，由于电极EL2与血液之间的距离小于在血管深度小的地方的该距离，所以阻抗高。所描述的事实还可通过图13的仿真结果认识到。
通过这一点，如果仅仅注意一个电极，则血管厚度和血管深度的差别不能根据阻抗测量结果来判定，但如果注意两个电极，则血管厚度和血管深度可根据电极之间的距离和从电极检测的阻抗来判定。此外，如果电极的数目增加，则检测精确性也可增加。
另一方面，在第一仿真模型(图3)中，被施加到电极EL上的信号变成具有固定振幅和1MHz的固定频率的信号。然后，假定在活有机体组织LBOR的脂肪层FT中存在的血管VB中的血液的特定介电常数相继取值“1,000、“2,000、“3,000、“4,000和“5,000，测量在那些情况下从电极EL检测的活有机体组织LBOR的阻抗。
在图14中图示了这种情况下的仿真结果。应当注意，在图14中的阻抗仅仅以实部分量表示。从图14中还明显可以看出，表皮、真皮、脂肪、血液和肌肉处的阻抗的积分结果和特定介电常数彼此具有相关性。
如果W/O(油包水乳化液)的水粒子凝集，则介电常数增大。这是因为考虑了在水粒子外侧的油相面上形成了与水粒子电连接的结构。这也类似地施加到血液，并且如果产生了红血球的聚合块(roleaux)或者凝聚块，则介电常数增大。例如，这也在Tetsuya HANAI，“Heterogeneity and DielectricConstant”，Yoshioka Shoten中公开。通过这一点，红血球的状态(聚合块、凝聚块等)，即可响应于阻抗值来判定血管粘度。
通过上述仿真还可认识到，可基于血液阻抗的变化、从表皮非侵入性地测量血液的存在与否、血管直径、血管深度和血液状态。
应当注意的是，在上述仿真中，采用Information and Mathematical ScienceLaboratory Inc.的电磁波通用分析软件“EEM-FDM”作为阻抗的计算方法。该软件使用有限差分方法来离散有关指定频率的Maxwell方程，并计算空间中或者反馈电极之间的电场或者磁场阻抗。
3.频率和电场之间的关系通过在本文中描述的仿真结果，显而易见的是各个组织的导电性和特定介电常数展示出极大的差别，并在低频带中被离散。可有利地检测特定组织。在下面，描述了频率和电场之间的关系。
在到用作电场产生源的极小偶极子的距离用r表示、以及通过距离r间隔的位置由P表示的情况下，位置P处的电场强度E可通过下列公式的Maxwell方程表示为极坐标(γ，θ，δ)Er=Qlcosθ2πϵr3(1+jkr)exp(-jkr)---(1)]]>E0=Qlsinθ4πϵr3(1+jkr+(jkr)2)exp(-jkr)]]>其中Q是电荷C，l是电荷之间的距离(其中，根据极小偶极子的定义，l小于r)，π为数值π，ε是包括极小偶极子的空间的介电常数，j是虚数单位，k是波数。
通过公式(1)的演变，得到下列公式(2)Er=Qlcosθ2πϵr3·exp(-jkr)+Qlcosθ2πϵr3·jkr·exp(-jkr)---(2)]]>E0=Qlsinθ4πϵr3·exp(-jkr)+Qlsinθ4πϵr3·jkr·exp(-jkr)]]>+Qlsinθ4πϵr3·(jkr)2·exp(-jkr)]]>可从公式(2)认识到的是，生成电场Er和Eθ，作为如下的合成电场与到电场产生源的距离成反比线性增加的辐射场(Eθ的第三项)，与到电场产生源的距离的平方成反比增加的感应电磁场(Er和Eθ的第二项)，以及与到电场产生源的距离的立方成正比的准静电场(Er和Eθ的第一项)。
这里，在辐射场、感应电磁场和准静电场之间比较电场强度响应于到电场产生源的距离而变化的比率。通过将公式(2)中的电场Eθ中与辐射场有关的第三项对距离r求微分，得到下列公式(3) 此外，通过将公式(2)中的电场Eθ中与感应电场有关的第二项对距离r求微分，得到下列公式(4)dEθ2dr=-21r3T---(4)]]>而且，通过将公式(2)中的电场Eθ中与准静电场有关的第一项对距离r求微分，得到下列公式(4)dEθ3dr=-31r4T---(5)]]>在公式(3)到(5)中，T用于简化并表示为T=Qlcosθ2πϵr3·exp(-jkr)---(6)]]>其为上述公式(2)的一部分。
如同通过公式(3)到(5)所认识到的，电场强度响应于距离而变化的比率在与准静电场有关的分量处最高。换言之，准静电场对距离具有高分辨率。因此，如果在从电场产生源生成的电场内的感应电磁场和辐射场的强度下降，则活有机体组织的阻抗可以高度精确地测量。
这里，辐射场、感应电磁场和准静电场的相对强度与距离之间的关系可以图15中显示的图来表示。应当注意的是，在图15中，每个1MHz的电场的相对强度与距离之间的关系以实部分量表示。
如通过图15所认识，存在这样的距离，在该距离处辐射场、感应电磁场和准静电场的相对强度彼此相等。该距离此后被称为强度边界点。在这种情况下，在比强度边界点更远的空间中，辐射场胜过感应场和准静电场。相反，在比强度边界点更近的另一空间中，准静电场胜过辐射场和感应电磁场。
在强度边界点处，与公式(2)中的电场Eθ的项(Eθ1、Eθ2、Eθ3)对应的电场的分量，也就是说，由下列公式(7)给出的值Eθ1=Qlsinθ4πϵr3·exp(-jkr)---(7)]]>Eθ2=Qlsinθ4πϵr3·jkr·exp(-jkr)]]>
Eθ3=Qlsinθ4πϵr3·(jkr)2·exp(-jkr)]]>彼此一致(Eθ1＝Eθ2＝Eθ3)。因此，强度边界点满足下列公式(8)I＝jkr＝(jkr)2(8)由此可通过下列公式(9)表示r=1k---(9)]]>然后，在上述公式(9)中的波数k可通过下列公式(10)表示，其中通过介质的电场传播速度为vm/s，频率为fHzk=2πfv---(10)]]>此外，根据光速c和在包括极小偶极子的空间中的介电常数介质的特定介电常数ε，用下面的公式(11)表示电场的传播速率v，其中光速为cm/s(c＝3×108)v=Cϵ---(11)]]>因此，可通过将公式(10)和(11)代入公式(9)中而用下列公式(12)表示强度边界点r=C2πf·ϵ---(12)]]>如同通过公式(12)所认识的，其中试图加宽具有比辐射场和感应电磁场更高的强度的准静电场的空间(该空间此后成为准电磁场优势空间)，频率与此密切相关。具体而言，当频率降低时，准静电场优势空间增大。换言之，到在图15中所示的强度边界点的距离随着频率降低而增加，也就是说，当频率降低时强度边界点向右移动。相反，当频率增加时，准静电场优势空间减小。换言之，到在图15中所示的强度边界点的距离随着频率增加而减小，也就是说，当频率降低时强度边界点向左移动。
例如，如果频率被设定为10MHz，然后如果假定人体的特定介电常数一律为50，则通过上面给出的公式(12)，在比0.675m更短的频率一侧上形成准静电场占优势的空间。以这种方式将频率设置为10MHz时，辐射场、感应电磁场和准静电场的相对强度与距离之间的关系可以表示为如图16中的所述图。
如通过图16所认识的，距离电场产生源0.01m的点处的准静电场的强度比感应电磁场的该强度高大约18.2dB。因此，可以认为准静电场在这种情况下不受感应电场和辐射场的影响。
可以认识到，如果以这种方式选择低频带，则由于电场产生源所产生的电场中的感应电磁场和辐射场的强度相对下降，有机体组织的阻抗可被高度精确地检测。
如上所述，不论从导电性和组织的特定介电常数的观点还是从感应电磁场和辐射场的影响的观点，低频带都有利地被用于检测特定组织。
4、第一实施例4-1.检测设备的配置在图17中示出了作为本发明的实施例的通过活有机体组构的阻抗来检测特定组织的检测设备。参见图17，所示的检测设备1包括阻抗检测部分2和血管检测部分3。
4-2.阻抗检测部分的配置阻抗检测部分2包括以格栅形式布置并形成多个组的多个电极E1(E1a、E1b)、E2(E2a、E2b)、En(Ena、Enb)，其中每一组包括参考电极和与参考电极配对的另一电极。例如，具有固定振幅和1MHz频率的信号分别从信号供给源PS1至PSn输出到电极E1至En。
附带地，在图17中，为了便于显示，电极E1到电极En以线性阵列形式示出。此外，采用频率、和作为被检测对象的活有机体组织距离活有机体表面的深度等作为指示符或者指标，来选择输出至电极E1到En的信号，上述频率为在其之下可以将被确定为检测对象的活有机体组织的导电性和特定介电常数与其它组织的导电性和特定介电常数清楚区分开来的频率。
在上述信号被施加到电极E1到En的情况中，电极E1到En响应于信号而震荡并生成准静电场。准静电场在更接近电极的空间中占主导地位，也就是说，准静电场的强度比辐射场和感应电磁场的强度高。在活有机体组织中，响应于准静电场而生成电势。
在这种情况下，分别为电极E1到En提供的安培计CM1到CMn的测量结果SA1到SAn和分别为信号供给源PS1到PSn提供的伏特计VM1到VMn的测量结果SV1到SVn被输入到阻抗检测部分2的阻抗算术运算部分21。
阻抗算术运算部分21确定安培计CM1的测量结果SA1和伏特计VM1的测量结果SV1之间的比率、安培计CM2的测量结果SA2和伏特计VM2的测量结果SV2之间的比率、......、以及安培计CMn的测量结果SAn和伏特计VM2的测量结果SVn之间的比率。然后，阻抗算术运算部分21根据由此确定的比率来确定电极E1到En的阻抗值。附带地，虽然每个阻抗值作为复数而获得，但优选采用实部分量、虚部分量和具有其最高灵敏度的分量组合中的一个。
然后阻抗算术运算部分21将与电极E1到En对应的阻抗值作为数据(此后称为阻抗数据)IP1至IPn输出到血管检测部分3。
照这样，阻抗测量部分2可检测活有机体组织的阻抗。
另外，以与电极E1到En电绝缘状态为阻抗检测部分2提供导电屏蔽(conductive shield)SL，如图17和18所示。屏蔽SL利用其分隔壁将电极E1到En彼此分隔开来。
因此，在阻抗检测部分2中，除了电场被辐射的方向之外，电极E1到En被屏蔽SL的分隔壁覆盖。因此，从电极E1到En发射的准静电场的方向性增强，除此之外，可阻止所述与准静电场不同的外部噪声到达电极E1到En的状况。结果，活有机体组织的阻抗检测的精确性增强。
此外，屏蔽SL由具有挠性的材料形成。相应地，使用阻抗检测部分2，电极E1到En可与活有机体密切接触。相应地，活有机体组织的阻抗检测的精确性进一步增强。
4-3血管检测部分的配置同时，参见图19，血管检测部分3包括用于存储预定程序的ROM(只读存储器)32、用作工作存储器的RAM(随机访问储存器)33、超高速缓存34和EEPROM(电可擦可编程序只读存储器ROM)35，它们都与CPU(中央处理器)31连接。
CPU 31根据存储在ROM 32中的程序适当地控制超高速缓存34、EEPROM 35和阻抗算术运算部分21(图17)，以执行血管检测处理。
特别地，CPU 31控制阻抗算术运算部分21以检测以格栅形式布置的电极E1到En的阻抗，所述电极布置成图20中虚线表示的m排和n列的独立单位电极组SUV。
CPU 31将从阻抗算术运算部分21连续供给的阻抗数据IP1到IPn存储在超高速缓存34中。然后，CPU 31用m排和n列矩阵替代在超高速缓存34中存储的阻抗数据IP1到IPn之中的与每个单位电极组SU对应的阻抗数据(此后称为单位阻抗数据组)IPx(图19)的阻抗值。
在这种状态下，CPU 31检测矩阵的每个单位电极组SU的最小阻抗。如同参照图8和9给出的前述描述所认识到的那样，由于当电极布置位置接近血液时阻抗降低，最小阻抗的位置(k，j)表示血液循环方向中血管的横截面中心。
照这样，CPU 31可基于从每个单位电极组SU检测的阻抗差来非侵入地检测血管(血液)存在与否。
在如上描述的这样配置中，当检测到最小阻抗位置(k，j)时，对于每个单位电极组SU，CPU 31识别最小阻抗位置(k，j)周围的阻抗变化程度和与该位置的距离之间的关系，例如，如图22所示，并控制EEPROM 35，以便读出预先记录的字典数据DC。
字典数据DC调整参考位置(k，j)周围的阻抗变化程度和离参考位置的距离与活有机体中血管深度和血管直径的关系，例如如图23所示。在图22和23中，为便于解释，示出了从参考位置(k，j)的j方向周围的阻抗变化程度和与到参考位置的距离。
基于字典数据以及然后被识别的最小阻抗的参考位置(k，j)周围的阻抗变化程度和与到该位置的距离之间的关系，CPU 31为每个单位电极组SU判定活有机体中血管深度和血管直径。
照这样，CPU 31可响应于电极之间的距离和由电极检测的阻抗变化程度来判定血管深度和血管直径。
4-4.血管处理过程现在，参照在图24中示出的流程描述通过CPU 31进行的血管检测处理。
具体地，例如，如果接收到预定血管检测开始指令，则CPU 31在步骤SP0开始血管检测处理过程RT，然后设置m排和n列的单位电极组SU(图20)，例如，在以格栅形式布置的电极E1到En的左侧角落。
然后在步骤SP2，CPU 31检测来自在步骤SP1设置的单位电极组SU的阻抗，并在步骤SP3使用矩阵(图21)代替检测到的阻抗。然后在步骤SP4，CPU 31检测最小阻抗的参考位置(k，j)，作为沿血液循环方向的血管横截面中心。
在步骤SP5，CPU 31识别最小阻抗的参考位置(k，j)周围的阻抗变化程度与到该位置的距离之间的关系(图2)。然后在步骤SP6中，CPU 31响应于识别结果和字典数据(图23)判定活有机体中的血管深度和血管直径。此后，处理进行到步骤SP7。
在步骤SP7，CPU 31决定是否通过所有电极E1到En检测阻抗。如果得到否定的结果，则CPU 31将处理返回到步骤SP1，在该步骤CPU 31设置被相继检测的单位电极组SU。此后，重复上面描述的处理。
相反，当在步骤SP4检测到的最小阻抗高于预定阈值并因此判定没有血管存在时，在过程返回步骤SP1并在该步骤设定待检测的单位电极组SU之后，当上述处理重复进行时，如果在步骤SP4检测到多个位置作为最小阻抗位置，则基于上述位置执行上面描述的步骤SP5和SP6的处理。
相反，如果在步骤SP7得到了肯定的结果，然后CPU 31在下一步骤SP8，输出代表通过以格栅状形式布置的电极E1到En分别检测到的阻抗的矩阵和为所述矩阵的各个单位电极组SU检测的血管深度以及血管直径，作为血管状态数据。此后，处理前进到步骤SP9，在该步骤血管检测处理过程RT结束。
照这样，CPU 31可执行血管检测处理。
4-5.操作和结果具有上述配置的检测设备1输出低频带(图1和2)中的信号，在该低频带中活有机体的各种组织在电学特性方面的差别高于具有被分别考虑到电极E1到En的检测灵敏度等的预定水平。响应于该输出，电极E1到En生成准静电场。
检测设备1检测设置在独立地通过电极E1到En生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗，并根据检测的阻抗之间的差判定在活有机体内部是否存在血管。
因此，在本发明的检测设备1中，由于对于每个电极E1到En检测其中活有机体的各种组织之间具有不同电学特性的频率带的准静电场的阻抗，所及即使活有机体组织的电学特性反映在阻抗上，也可以通过电极E1到En精确地识别在通过电极E1到En生成的准静电场中是否存血液。
此外，由于其中活有机体的各种组织的电学特定之间的差别高于预定水平的频带是低频带，并且响应于低频带的信号生成的准静电场在强度上高于辐射场和感应电磁场。因此，辐射场和感应电磁场的影响没有反映在通过准静电场为电极E1到En检测的阻抗上。相应地，可进一步精确地被识别血液的存在与否。
此外，检测设备1判定位于活有机体中的血管的宽度(血管直径)，并参照电极之间的距离和由电极检测的阻抗变化程度而将血液和血液深度包含在活有机体内部(图11A、11B、12A、12B、22和23)。
因此，检测设备1可精确并非侵入性地获取与血液有关的大量信息。
使用具有上述配置的检测设备1，将活有机体的各种组织的电学特性之间的差别高于预定水平的频带中的信号分别输出到电极E1到En，并响应于所述输出检测在由电极E1到En生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗。然后，响应于阻抗之间的差别来检测在活有机体内部是否存在血液，结果，可通过电极E1到En精确识别在由电极E1到En生成的准静电场中是否存在血液，因此，可以高度精确地检测血液。
5.第二实施例5-1.鉴别设备的配置在图25中示出了鉴别设备，其中合并了第一实施例中的血管检测功能。参见图25，鉴别设备50包括操作部分52、活有机体传感器53、记录部分54、整理部分55和界面部分56，它们都通过总线独立地与控制部分51连接。界面部分56将数据发送到鉴别设备50外部并从鉴别设备50外部接收数据。
活有机体传感器53具有与上面参照图17描述的阻抗检测部分2相同的配置。同时，记录部分54例如可以是光盘驱动器，其中可以可移动地装载光盘。
控制部分51具有计算机配置，包括用于控制整个鉴别设备50的CPU、其中存储了各种程序和设置信息的ROM、用作CPU的工作存储器的RAM、和超高速缓存。对控制部分51来说，操作部分52响应于用户操作而提供用于注册已注册人的血管的模式(该模式此后称为血管注册模式)的执行命令COM1、和用于判定已注册人本身是否存在的另一模式(该模式此后称为鉴别模式)本身的执行命令COM2。
控制部分51基于执行命令COM1和COM2确定要执行的模式，并根据与确定结果对应的程序适当控制活有机体传感器53、记录部分54、整理部分55和界面部分56，以执行注册处理或者鉴别处理。
更具体地，如果确定血液注册模式是要执行的模式，则控制部分51将操作模式设定为血液注册模式，并控制活有机体传感器53以执行上面参照图24所述的血管检测处理过程RT的步骤SP1到SP7的处理。在该过程中，用矩阵(图21)替代通过以格栅状形式布置的电极E1到En检测的阻抗，并为矩阵的每个单位电极组SU获得血管直径和血管深度。
控制部分51基于矩阵(图21)和血管直径和血管深度来检测血管的分支点和分支点的深度，并产生已检测的血管分支点和分支点深度作为私人标识数据DIS。然后，控制部分51控制记录部分54以记录私人标识数据DIS。在控制部分51的控制下，私人标识数据DIS利用记录部分54而注册在记录介质上。
照这样，控制部分51可执行血液注册模式。
另一方面，如果将鉴别模式确定为要执行的模式，则控制部分51进入鉴别模式，并以与上面描述的血管注册模式的情况类似的方式、基于由活有机体传感器53获取的阻抗数据IP1到IPn来检测血管分支点和血管分支点的深度。然后，控制部分51利用私人标识数据DIS控制整理部分55以整理检测到的血管分支点和深度。
整理部分55从记录部分54获取私人标识数据DIS，并在控制部分51的控制下分别使用对应比较对象的血管分支点和分支点深度来整理私人标识数据DIS的血管分支点和分支点的深度。
此外，整理部分55响应于整理的程度来判定当前作为活有机体传感器53的检测对象的用户是否是已注册人(合法用户)。然后，整理部分55通过界面部分56而将判定结果作为判定数据JD传输到外部。
照这样，控制部分51可执行鉴别模式。
5-2.操作和结果具有上述配置的鉴别设备50参照电极之间的距离和从电极检测到的阻抗变化程度来检测在活有机体内部含有血液的每个血管的宽度(血管直径)和在活有机体内部的血管深度。然后，鉴别设备50基于所检测到的活有机体内部中的血管宽度(血管直径)和血管深度来产生血管分支点和血管分支点的深度作为私人标识数据DIS。
相应地，由于不仅将在活有机体内部的标识参数产生为平面位置信息，而且还产生为三维信息，鉴别设备50可准确识别个人并可防止第三者的假冒。
在具有上述配置的鉴别设备50中，基于活有机体内部中的含有血液的血管的宽度(血管直径)和血管深度，而生成血管分支点和血管分支点的深度，作为私人标识数据DIS。因此，不仅将在活有机体内部的标识参数产生为平面位置信息，而且还将其产生为三维信息，因此可准确识别个人并可防止第三者的假冒。
6.第三实施例6-1.信息提供设备在图26中显示了包含第一实施例中的血管检测功能的信息处理设备。参见图26，所示的信息提供设备60包括操作部分62、活有机体传感器63、记录部分64、显示部分65、和声音输出部分66，它们都通过单独的总线与控制部分61连接。
活有机体传感器63具有与上面参照图17描述的阻抗检测部分2相同的配置。记录部分64可以是例如可以可移动地在其中装载光盘的光盘驱动器。
控制部分61具有计算机配置，包括用于控制整个信息提供设备60的CPU、其中存储了各种程序和设置信息的ROM、用作CPU的工作存储器的RAM、和超高速缓存。对控制部分61来说，响应于用户操作而由操作部分62提供用于检测血管状态的执行命令COM3。
控制部分61根据与执行命令COM3对应的程序适当地控制活有机体传感器63、记录部分64、显示部分65、和声音输出部分66，以执行血管状态通知过程。
更特别的，控制部分61将控制活有机体传感器63以执行上面参照图24描述的血管检测处理过程RT的步骤SP1到SP4和SP7的处理。在该处理中，用矩阵(图21)取代通过以格栅状形式布置的电极E1到En检测到的阻抗，并且对于矩阵的每个单位电极组SU，获得最小阻抗的参考位置(k，j)。
控制部分61通过每个单位电极组SU中的最小阻抗的平均值检测血管的特定介电常数，其后控制记录部分64，以便读出事先记录的表格TB。在表格TB中，粘度范围被分成正常范围和基于从正常范围的偏离程度而确定的其它偏离范围，包括轻微偏离范围、中度偏离范围和严重偏离范围。表格TB由此使用范围整理不同的血管粘度。
控制部分61参照表格TB以检测与每个确定的特定介电常数对应的范围，并控制记录部分64以记录特定介电常数和与特定介电常数对应的血液粘度范围，作为记录介质上的历史。
控制部分61基于特定介电常数和血液粘度范围以及过去记录的特定介电常数和血液粘度范围，产生将用于通知血液粘度的图像数据IM和声音数据SD。然后，控制部分61控制显示部分65以便基于图像数据IM显示显示屏，并基于声音数据SD控制声音输出部分66以便输出声音。
例如，显示部分65在控制部分61的控制下显示这样的图，其纵坐标轴表示血液粘度，其横坐标轴在屏幕中央部分表示日期和小时。此外，显示部分65在控制部分61的控制下在图表中绘出血液粘度的正常范围和用户的血液粘度趋势图，并显示与血液粘度范围对应的评论，比如“你的血液不粘”。
同时，声音输出部分66在控制部分61的控制下输出与血液粘度范围对应的声音评论，例如“目前你的血液不粘”。
照这样，控制部分61促使用户的血液粘度趋势与正常范围一起作为图显示，并促使相对于被显示的正常范围来显示用户血液粘度状态作为评论。结果，可能允许用户在一瞥之间直观地掌握与用户本身的血液粘度有关的项目。
照这样，控制部分61可发布血液粘度的通知作为健康状况的指标。
6-2.操作和结果具有上述配置的信息提供设备60输出低频带(图1和2)中的信号，在该低频带中活有机体的各种组织的电学特性之间的差别高于多个电极E1到En的预定水平，并响应于在电极E1到En响应该输出而生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗之间的差别，判定活有机体内部中是否存在血液。
然后，信息提供设备60响应于通过电极E1到En中的在由电极生成的准静电场中存在血液的一侧上的那些电极所检测的阻抗值，来判定血液的血细胞和血清之间的比率。
因此，即使活有机体的各种组织的电学特性被反映在阻抗上，信息提供设备60也可精确地辨别血液的存在与否，如描述第一实施例的操作和结果的上面4-5段所述。因此，可响应于阻抗值精确地判定血液的血细胞和血清之间的比率(血液粘度)。
使用具有上面描述的配置的信息提供设备60，响应于通过电极E1到En中的在由电极生成的准静电场中存在血液的一侧上的那些电极所检测的阻抗值，来判定血液的血细胞和血清之间的比率。结果，即使活有机体的各种组织的电学特性被反映在阻抗上，也可以精确地判定血液的血细胞和血清之间的比率(血液粘度)。因此，可高度准确地提供与活有机体内部有关的信息。
7.其它实施例需要注意的是，虽然在上述实施例中，根据本发明，输出具有固定振幅和1MHz频率的信号，但是所输出的信号不限于此。具体地，可输出各种信号，只要这些信号位于其中活有机体的各种组织的电学特性的差异高于预定水平的频带内即可。在这种情况下，如上所述，其可被用作这样的指标在低频带中作为检测对象的活有机体组织的导电性和特定介电常数可与其它组织的导电性和特定介电常数清楚地辨别开、或者在到有机体表面的某一距离处存在检测对象的活有机体组织。
此外，虽然在上述实施例中使用了用于排他性用途的电极，可替换地，在检测设备1、鉴别设备50或者信息提供设备60中提供的衬底可应用于电极。
此外，虽然在上述实施例中，应用了图17中所示的阻抗检测部分2，但是根据本发明的实施例，阻抗检测不限于此。具体地，各种配置的阻抗检测部分都可应用，只要可通过电极独立检测在由独立电极生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗即可。
例如，可应用其包括安插在电极E1到En之间的放大器和对应的安培计CM1到CMn的阻抗检测部分。由于阻抗检测部分可精确地检测由电极E1到En检测的准静电场的电势变化，所以可以高度精确地检测活有机体组织的阻抗变化。
此外，例如，虽然在图17中所示的阻抗检测部分2包括分别对应于电极E1(E1a、E1b)到En(Ena、Enb)的信号供应源PS1到PSn和伏特计VM1到VMx，但是信号供应源PS1到PSn和伏特计VM1到VMx可用如图27所示的通用信号供应源和伏特计(信号供应源PSx和伏特计VMx)所代替。
在这种情况下，如果阻抗算术运算部分21分别根据由安培计CM1得到的测量结果SA1与由伏特计VMx得到的测量结果SVx之间的比率、由安培计CM2得到的测量结果SA2与由伏特计VMx得到的测量结果SVx之间的比率、......、以及由安培计CMn得到的测量结果SAn与由伏特计VMx得到的测量结果SVx之间的比率，来确定与电极E1到En对应的阻抗值，则可得到与上面描述的那些实施例类似的效果。
此外，虽然在上述实施例中检测了血液的存在与否，但是本发明的实施例不限于血液。例如，本发明的实施例可用于检测诸如骨髓液、脑脊髓液或者淋巴液、肠胃气或者肺内气体之类的溶胶，以及活有机体中的其它各种胶体。在这种情况下，如果响应于胶体类型而适度改变电极的布置位置和/或被施加到电极的频率信号，则可类似于上述实施例检测目标胶体的存在与否。
此外，虽然在上述实施例中，判定了活有机体内部的含有血液的血管宽度(血管直径)和血液(血管)深度，本发明的实施例并不限于它们。本发明的实施例可被应用到判定各种其它组织的层析图像。例如，本发明的实施例可被应用于判定含有骨髓液的骨髓组织的宽度和深度、含有脑脊髓液的脑脊髓组织的宽度和深度、含有淋巴液的淋巴管的深度和宽度、含有肠胃气的大肠组织的宽度和深度、以及含有肺内气体的肺组织的宽度和深度。
此外，虽然在上述实施例中，基于血液的电学特性判定了血液粘度，本发明的实施例不限于此。例如，根据本发明的实施例，可基于骨髓液、脑脊髓液、淋巴液、肠胃气或者肺内气体的电学特性来判定组织的状态。
而且，虽然在上述实施例中，仅仅确定了血液粘度(血液状态)，另外，可响应于判定的结果来评估预定疾病。
对于所述确定而言，特别是骨髓液、脑脊髓液或者淋巴液可有效地用于评估。尽管已经根据血细胞的形状判定骨髓系统或者淋巴系统的白血病，但近年来也可采用流动血细胞计数术进行代替。根据流动血细胞计数术，将荧光标记的单克隆抗体与从患者的作为样品的骨髓液中的细胞耦联，并且当激光照射到细胞上时基于散射光判定白血病。照这样，在流动血细胞计数术中，使用细胞的表面结构作为指标来判定白血病。
相反，如果基于骨髓液、脑脊髓液或者淋巴液的电学特性评估(判定)白血病，则由于不是根据细胞表面结构而是根据细胞本身的变化引起的特征被作为阻抗的变化，所以其可用作一种新的指标。因此，可期待进一步增强白血病确定的准确性。此外，由于可以非侵入性地进行判定，没有对患者施加负担。结果，可在实时的基础上有用地观察治愈效果等。
而且，虽然在上述实施例中，判定了血管的层析图像(血管直径和血管深度)，本发明的实施例并不限于此。具体地，根据本发明的实施例，可另外考虑时间轴区域，以便还用于确定血管中的脉动。
本发明的实施例可应用于活有机体识别或者判定活有机体状态。
本领域技术人员将会理解，可取决于设计需要和其它因素而进行各种修改、组合、子组合和替代，只要它们处于所附的权利要求书或者其等同物的范围内。
权利要求
1.一种检测设备，包括信号输出装置，配置为分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的各种组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；阻抗检测装置，配置为通过每个所述电极来检测在所述电极响应于所述输出单独地生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和胶体检测装置，配置为响应于已检测的阻抗之间的差来检测在活有机体内部存在或者不存在胶体。
2.根据权利要求1的检测设备，还包括状态判定装置，其配置为参考所述电极之间的距离和从所述电极检测的阻抗变化程度来检测其包含由所述胶体检测装置检测到的胶体的组织的形状、以及胶体距离活有机体表面的深度。
3.根据权利要求1的检测设备，其中胶体是溶胶。
4.根据权利要求2的检测设备，还包括产生装置，其配置为产生包含胶体的组织的形状、以及胶体的深度，作为用以识别活有机体的信号。
5.根据权利要求2的检测设备，还包括标识装置，其配置为基于包含胶体的组织的形状和胶体的深度来识别活有机体。
6.根据权利要求1的检测设备，还包括状态判定装置，其配置为响应于从所述电极检测到的阻抗值来判定由所述胶体检测部件检测的胶体的胶体溶剂的状态。
7.一种检测方法，包括第一步骤，用于分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的不同组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；第二步骤，通过每个所述电极来检测在所述电极响应于所述输出单独地生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和第三步骤，响应于所检测的阻抗之间的差来检测在活有机体内部存在或者不存在胶体。
8.一种检测设备，包括信号输出部分，配置为分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的不同组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；阻抗检测部分，配置为通过每个所述电极来检测在由所述电极响应于所述输出分别生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和胶体检测部分，配置为响应于所检测的阻抗之间的差来检测活有机体内部存在或者不存在胶体。
全文摘要
本发明提供了一种检测设备，包括信号输出装置，配置为分别向两个或者多个电极输出如下频带的信号，在所述频率带内活有机体的不同组织之间在电学特性方面的差高于预定水平；阻抗检测装置，配置为通过每个所述电极来检测在所述电极响应于所述输出单独地生成的准静电场中布置的活有机体的阻抗；和胶体检测装置，配置为响应于已检测的阻抗之间的差来检测在活有机体内部存在或者不存在胶体。
文档编号A61B5/053GK101032398SQ20061006442
公开日2007年9月12日 申请日期2006年12月12日 优先权日2005年12月12日
发明者滝口清昭 申请人:索尼株式会社