JP6991714B2 - 脛骨交感神経活動、脂肪交感神経活動、腎臓交感神経活動若しくは脾臓交感神経活動の評価システムの作動方法、ヒト以外の動物の脛骨交感神経活動、脂肪交感神経活動、腎臓交感神経活動若しくは脾臓交感神経活動を評価する方法、並びに、脛骨交感神経活動、脂肪交感神経活動、腎臓交感神経活動若しくは脾臓交感神経活動の評価システム - Google Patents

Description

本発明は、動物の末梢交感神経活動を評価可能にする解析技術に関する。

中枢から末梢組織へと電気信号を伝える神経は、運動神経と自律神経に分類される。これら神経の中でも、自律神経の一つである交感神経は、腎臓を介した血圧の調節、脂肪組織を介した熱産生の調整、膵臓、肝臓又は副腎を介した血糖の調整等、様々な臓器や組織の機能の調節に関与している。
その為、動物の末梢交感神経活動の評価は、交感神経調節を介した健康状態や、病態の改善が可能な新規医薬品や新規素材の開発に利用されている。実際に近年、末梢交感神経活動と、健康状態や睡眠状態、病態などとの数多くの関連性が明らかになってきた。さらに、医薬品や食品ポリフェノールが末梢交感神経活動の調節を介して、健康状態や睡眠状態、病態を改善することが報告されてきた。

現在、この末梢交感神経活動の簡便的な評価方法として最も汎用されているものが、心拍のＲ-Ｒ間隔（心電図のあるＱＲＳ波から次のＱＲＳ波までの間隔）のデータを周波数解析することにより求めたパワースペクトル密度の分布を見ることにより行われている方法である。すなわち、低周波帯（ＬＦ）のパワースペクトル密度は交感神経活動と副交感神経活動を反映し、高周波帯（ＨＦ）のパワースペクトル密度は副交換神経活動を反映する。そのため、ＬＦのパワースペクトル密度をＨＦのパワースペクトル密度で割った値が交感神経活動の指標とされている。
しかし、Ｒ-Ｒ間隔の周波数解析から算出される交感神経活動は、あくまでも心臓の自律神経活動の変化を反映しているに過ぎない。そのため、Ｒ-Ｒ間隔の周波数解析から、心臓以外の他の臓器や組織の機能に特異的に影響を与える末梢交感神経活動を知ることは不可能である。

末梢交感神経活動を評価する為には、微小電極に神経を接触させたり、微小針電極を神経に刺して交感神経活動を評価するマイクロニューログラフィ等の方法を用いるのが一般的である（非特許文献１）。しかし、このような末梢交感神経活動の評価方法は、技術的難易度が高く、容易ではない。その為、末梢交感神経活動評価には、簡便且つ容易で、正確性の高い方法が求められている。

末梢交感神経活動評価法において、評価の難易度を上げている主因は、臓器や組織に特異的な交感神経が発する電気信号の強度にある。臓器や組織に特異的な交感神経が発する電気信号の強度は、心臓の自律神経測定に用いられる心電の電気信号の強度と異なり、非常に小さい。その為、心電の測定の際には、大きな問題とならない電気機器等の生体外環境由来の電気信号や、呼吸、体動、心臓の拍動、血管運動等による評価組織以外の他の組織由来の電気信号、交感神経以外の他の神経が発する電気信号等が、末梢交感神経活動測定の妨げとなる。よってこれまでに、末梢交感神経活動測定の妨げとなる電気信号を低減させる工夫がなされてきた。

非特許文献２～５に示すように、従来の方法では、末梢交感神経活動測定の妨げとなる電気信号を低減させるために、神経が発する電気信号から、０から５０Ｈｚの低周波数帯、１,０００から３,０００Ｈｚ以上の高周波数帯の生体内外の電気信号を取り除き、神経活動として評価している。
しかし、非特許文献２～５に示される従来の方法では、末梢交感神経活動測定の妨げとなる電気信号の低減が不十分な為、評価の精度を低下させ、評価の難易度を上げる原因になっていた。よって、末梢交感神経活動を測定する際には、評価の妨げになる生体内外の電気信号の干渉を、より低減させる必要があった。

Burke SL, et al., Curr. Hypertens. Rep., 2011, vol. 13(3), p. 249-257 Hamza SM, et al., Hypertension, 2012, vol. 60(3), p. 856-864 Miki K, et al., Exp. Physiol., 2002, vol. 87(1), p. 33-39 Miki K, et al., J. Physiol., 2002, vol. 545(Pt 1), p. 305-312 Petiot E, et al., J. Physiol., 2001, vol. 537(Pt 3), p. 949-959

上記を鑑み、本発明は、末梢交感神経活動を測定する際に、妨げになる電気信号の干渉を低減し、末梢交感神経活動を正確、かつ容易に解析する方法を提供することを課題とする。

本発明者らは、上記課題を鑑み鋭意検討を行った。その結果、脛骨、脂肪、腎臓、脾臓の神経が発する電気信号の周波数解析を行うことで得られたパワースペクトル密度の分布の中の、末梢交感神経が発する電気信号の主たるパワースペクトル密度分布の周波数帯を同定した。そして、同定した、各組織神経の特定周波数帯域の電気信号を解析することで、末梢交感神経活動を正確、かつ容易に評価できることを見出した。
本発明はこれらの知見に基づき完成されるに至ったものである。

本発明は、脛骨神経が発する５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いた脛骨交感神経活動に関する評価方法に関する。
また本発明は、脛骨神経が発する５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いて、脛骨交感神経活動を評価する方法に関する。
また本発明は、脂肪神経が発する５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いて、脂肪交感神経活動を評価する方法に関する。
また本発明は、脂肪神経が発する５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いて、脂肪交感神経活動を評価する方法に関する。
また本発明は、腎臓神経が発する５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いて、腎臓交感神経活動を評価する方法に関する。
また本発明は、脾臓神経が発する５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を用いて、脾臓交感神経活動を評価する方法に関する。

また本発明は、脛骨神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、脛骨交感神経活動を評価するシステムに関する。
また本発明は、脛骨神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、脛骨交感神経活動を評価するシステムに関する。
また本発明は、脂肪神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、脂肪交感神経活動を評価するシステムに関する。
また本発明は、脂肪神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、脂肪交感神経活動を評価するシステムに関する。
また本発明は、腎臓神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、腎臓交感神経活動を評価するシステムに関する。
さらに本発明は、脾臓神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号を指標として、脾臓交感神経活動を評価するシステムに関する。

本発明によれば、神経から、交感神経に由来しない生体内外に起因する電気信号を減らすことで、各組織の交感神経活動の解析効率、精度を向上できる。

図１（Ａ）のグラフは、交感神経遮断剤投与前後における脛骨神経活動のパワースペクトラム、及び、脛骨神経活動測定時の環境由来のノイズのパワースペクトラムを示す。図１（Ｂ）のグラフは、交感神経遮断剤投与前後における脂肪神経活動のパワースペクトラム、及び、脂肪神経活動測定時の環境由来のノイズのパワースペクトラムを示す。図１（Ｃ）のグラフは、交感神経遮断剤投与前後における腎臓神経活動のパワースペクトラム、及び、腎臓神経活動測定時の環境由来のノイズのパワースペクトラムを示す。図１（Ｄ）のグラフは、交感神経遮断剤投与前後における脾臓神経活動のパワースペクトラム、及び、脾臓神経活動測定時の環境由来のノイズのパワースペクトラムを示す。 図２（Ａ）のグラフは、解析周波数帯制限による脛骨神経活動のオシログラムの変化を示す。図２（Ｂ）のグラフは、解析周波数帯制限による脂肪神経活動のオシログラムの変化を示す。図２（Ｃ）のグラフは、解析周波数帯制限による腎臓神経活動のオシログラムの変化を示す。図２（Ｄ）のグラフは、解析周波数帯制限による脾臓神経活動のオシログラムの変化を示す。 解析周波数帯の制限によって、末梢交感神経活動の視認性が向上した代表例として、脛骨神経活動の詳細なオシログラムの変化を示す。

本発明は、中枢から末梢組織へと伝わる神経活動を電気信号として取得し、得られた電気信号の周波数解析を行い、５０Ｈｚ以上、１,０００Ｈｚ以下の特定の周波数帯の、各種神経活動に由来の電気信号を解析し、末梢交感神経活動の評価を行う。

神経は、末梢組織から中枢へ情報を伝達する求心性神経と、中枢から末梢組織へ情報を伝達する遠心性神経から構成されている。そして、求心性神経は、体性感覚神経と内臓感覚神経から、遠心性神経は、運動神経と自律神経から、それぞれ構成される。
末梢組織においてはこれら求心性神経、遠心性神経が、神経束を形成する。一般的に、光学顕微鏡等を用いて視認可能な神経とは神経束であり、求心性神経、遠心性神経を含む。例えば、ラットの坐骨神経は、直径１ｍｍにも満たない神経に関わらず、求心性、遠心性神経を含む約１４，０００本の神経線維から構成されている（Schmalbruch H., Anat. Rec., 1986, vol. 215(1), p.71-81参照）。その為、正確に末梢交感神経活動を評価する際には、１本の神経の束から交感神経以外の神経、即ち、求心性神経、運動神経と交感神経を分離する必要がある。しかし、神経は細い為、分離の際に神経を損傷させる可能性が生じる。
これに対して本発明によれば、神経線維の束から運動神経を分離することなく、各組織の末梢交感神経活動を評価することができる。そのため、神経を損傷させる可能性を低下させ、容易に末梢交感神経活動を評価することが可能になる。

本発明ではまず、各組織の神経活動により生じる電気信号を測定する。電気信号の測定方法は、常法より適宜選択することができる。例えば、マルチユニット神経線維応答記録法、シングルユニット神経線維応答記録法、パッチクランプ法、Ｃａ²⁺イメージング法が挙げられる。本発明では、神経の束から末梢交感神経活動を測定する方法である為、神経の束を用いて神経活動を測定するマルチユニット神経線維応答記録法により電気信号を測定することが好ましい。また、神経活動はミリ秒単位で生じていることから、電気信号を正確に取得する為にも、電気信号の取得速度は１,０００サンプル／秒以上で行うことが好ましく、５,０００サンプル／秒以上で行うことがより好ましい。

本発明によれば、神経線維の束から運動神経を分離することなく、末梢交感神経活動を評価することができる。
本発明において好ましい実施態様としては、脛骨神経、脂肪神経、又は脾臓神経の電気信号を測定する際には、神経活動を評価する組織の末梢側が切断又は破壊されていることが好ましい。脛骨神経、脂肪神経、又は脾臓神経の末梢側を切断又は破壊することで、脛骨神経、脂肪神経、又は脾臓神経の電気信号における求心性神経活動の関与を取り除くことができる。

本発明において、脛骨の交感神経活動を評価する場合、環境由来の電気信号の干渉、及び、交感神経以外の生体由来に起因すると考えられる電気信号の干渉を低減する為に、測定した電気信号の中でも、脛骨神経が発する（脛骨交感神経活動に由来する）５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の解析をする。この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～４００Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、神経活動に由来する電気信号（Ｓ:シグナル）に対する神経活動に由来しない電気信号（Ｎ：ノイズ）の比率、即ちＳ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、２３０～４００Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、２４０～４００Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。
また、解析効率、精度のさらなる向上の観点から、測定した電気信号中でも、脛骨交感神経活動に由来する５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における生体信号を解析することが好ましい。この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～２５０Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、Ｓ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、２３０～２５０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、２４０～２５０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。

本発明において、脂肪の交感神経活動を評価する場合、環境由来の電気信号の干渉を低減する為に、測定した電気信号中でも、脂肪神経が発する（脂肪交感神経活動に由来する）５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における生体信号を解析する。この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～４００Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、Ｓ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、２３０～４００Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、２４０～４００Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。
また、解析効率、精度のさらなる向上の観点から、測定した電気信号中でも、脂肪交感神経活動に由来する５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における生体信号を解析することが好ましい。この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～２５０Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、Ｓ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、２３０～２５０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、２４０～２５０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。

本発明において、腎臓の交感神経活動を評価する場合、環境由来の電気信号の干渉を低減する為に、測定した電気信号中でも、腎臓神経が発する（腎臓交感神経活動に由来する）５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における生体信号を解析する。
この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～６００Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、Ｓ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、５８０～６００Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５９０～６００Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。

本発明において、脾臓の交感神経活動を評価する場合、環境由来の電気信号の干渉を低減する為に、測定した電気信号中でも、脾臓神経が発する（脾臓交感神経活動に由来する）５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における生体信号を解析する。
この場合における、解析する周波数帯の上限値及び下限値は、本発明の効果を損なわない範囲で、５０～６００Ｈｚの範囲内で適宜設定することができる。例えば、前記下限値は、Ｓ／Ｎ比を考慮して、５０～７０Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５０～６０Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。同様の観点から、前記上限値は、５８０～６００Ｈｚの範囲内で設定することが好ましく、５９０～６００Ｈｚの範囲内で設定することがより好ましい。

本発明では、測定した電気信号から、交感神経活動を含まない電気信号を除去することが好ましい。交感神経活動を含まない電気信号を除去することで、蛍光灯、回転体、パソコン、空調システム、ＬＥＤなどから発生する、環境由来の電気的ノイズを除去し、交感神経活動の解析効率、精度をさらに向上させることができる。

取得した神経活動において、任意の解析周波数帯における神経活動量を解析する為には、周波数解析を用いたデジタルフィルタをかけることが好ましい。
周波数解析には、高速フーリエ変換、フーリエ変換、ウェーブレット変換、コサイン変換などを採用してもよい。ここでいう「フーリエ変換」とは、離散フーリエ変換や、短時間フーリエ変換などを含む。また「コサイン変換」は、特殊な離散フーリエ変換である離散コサイン変換や、離散コサイン変換の一手法である変形離散コサイン変換などを含む。また、「ウェーブレット変換」は、連続ウェーブレット変換や、離散ウェーブレット変換などを含む。本発明において、周波数解析の際にデータの不連続性が問題になる場合は、周波数解析を容易にするために、「カイザー窓」、「ハミング窓」、「ガウス窓」、「矩形窓」、「ハニング窓」、「ブラックマン窓」、「バートレット窓」等の窓関数を用いることが好ましい。
デジタルフィルタには、インパルス応答が有限であるFIR（finite impulse response）フィルタと、インパルス応答が無限に続くIIR（infinite impulse response）フィルタを用いることができる。
これら解析手法を用いて、取得した神経活動から、各周波数におけるパワースペクトル密度、また、神経種によって特定される特定周波数帯における電気信号強度、及び電気信号量を交感神経活動量として算出する。

本発明の交感神経活動の評価システムの構成としては、通常の交感神経活動の評価システムの構成を採用することができる。例えば、神経が発する電気信号を取得する為の電極部、電気信号を増幅する為の増幅部、電気信号を解析する為の解析部から構成される。
電極とは、神経と電気的接触とをもたらすために使用される導体を意味し、通常、塩化銀コーティングや、神経との接触部以外がテフロン（登録商標）等で覆われたステンレス、銅、スズ、金又は銀で作られる細い針や、電線である。電極部は、この電極が増幅部に接続されるまでの部位を指す。神経と直接接触した電極部位以外で、組織液等の液体に電極が接触する可能性のある部位は、外部から液体を介した電気的ノイズの混入を防ぐ為に、シリコン、ミネラルオイルを用いて完全に被覆し絶縁することが好ましい。電極の形状にはクランプ型、フォーク型あるいはニードル型等様々なものが存在するが、本発明於いて形状は適宜選択することができる。但し、取得する末梢交感神経の電気信号には、直流電圧や商用交流電圧が外来由来の電気的ノイズとして混入することが在る。その為、神経の発する電気信号は、２極以上の電極から電位差を差分電圧として取り出すことが好ましい。その為、電極は２極性のものを用いるか、もしくはアース電極を兼ね備えるものが好ましい。
増幅部は、一般的に数百ｎＶから数十μＶである微小な神経活動による電気信号を数十～数万倍に増幅する電気信号増幅器が、解析部に接続されるまでを指す。電気信号は、差分電圧として取り出すため、増幅器には差動増幅器を用いることが好ましい。
解析部は、増幅部より発生される信号の受信部、及び、周波数解析によってパワースペクトル密度を解析装置、また、電気信号から特定周波数帯の差分電圧強度を抽出し、且つ積算できる解析装置、さらには、解析結果を表示するディスプレイ、結果を記録する記録装置からなる。解析装置では、前述の特定周波数帯での周波数解析が行われる。また、解析は、電気信号取得と同時に、リアルタイムで行えることが好ましい。

末梢の神経は、組織部位により、リンパ管、微小動脈、微小静脈等と区別することが難しい場合がある。その為、末梢交感神経活動を測定する際、誤って、リンパ管、微小動脈、微小静脈を神経として測定対象にする場合がある。また、正確に末梢神経を測定対象にできたとしても、測定に供与する神経に、末梢交感神経以外の他の種類の神経の混在する場合や、微小血管等が混在する場合がある。そしてそれらが電気的ノイズの発生源になって、末梢交感神経活動を測定できない場合がある。このような状況を避ける為には、測定している電気信号が末梢交感神経であるかどうかを、測定中のオシログラムの波形や、交感神経遮断剤による電気信号の低下によって確認する必要がある。
しかし、図２（Ａ）の左側のグラフや、図３の左側のグラフに示したように、従来の方法のオシログラムの波形からでは、測定対象が末梢交感神経活動であるかどうかを判断できない場合がある。その際には、測定対象を替えたり、測定対象の神経を細かく割いて分離したり、測定評価自体をやり直す必要が生じる。
これに対して、本発明のように特定周波数帯の解析を用いれば、図２の右側のグラフに示したように、環境由来のノイズを低減させ、交感神経外の多種神経に由来する生体由来のノイズの干渉を低減することで、図３の右側のグラフで示すように、オシログラムの波形の視認性も大幅に向上する。よって、上記のような誤認事象の発生を抑えることが可能になる。

末梢交感神経は、末梢血管を介した皮膚や筋血流の調節、腎臓を介した血圧の調節、脂肪組織を介した熱産生の調整、脾臓を介した免疫機能調節、膵臓、肝臓若しくは副腎を介した血糖の調整等、様々な臓器や組織の機能の調節に関与している。その為、動物における末梢交感神経活動の測定は、各種病態の発症の原因の究明や、組織機能を調節するような剤のスクリーニングに使用可能である。
本発明の評価方法及び評価システムは、神経活動測定の際のノイズを低減し、簡便にかつ正確に末梢交感神経活動の測定を可能とする。よって、本発明の評価方法及び評価システムを用いることにより、末梢交感神経活動を容易に同定することが可能になるだけでなく、末梢交感神経活動の各種病態の発症原因への関与の証明がより正確にできる。さらには、腎臓交感神経を介した低血圧、高血圧などの循環器疾患、脂肪交感神経を介した肥満、脛骨交感神経を介した筋疲労、脾臓交感神経を介した免疫状態、又は、健康状態や睡眠状態を調節する末梢交感神経調節剤のスクリーニングを高精度に行うことが可能になる。
なお、本発明の評価方法及び評価システムで測定対象とする神経活動は、ヒトの神経活動でもよいし、ヒト以外の動物の神経活動であってもよい。本発明では、ヒト以外の動物の神経活動が好ましい。

上述した実施形態に関し、本発明はさらに以下の交感神経活動の評価方法、及び交感神経活動の評価システムを開示する。

＜１＞脛骨神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）４００Ｈｚ以下（好ましくは２３０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、脛骨交感神経活動を評価する方法。
＜２＞脛骨神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）２５０Ｈｚ以下（好ましくは２３０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、脛骨交感神経活動を評価する方法。
＜３＞脂肪神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）４００Ｈｚ以下（好ましくは２３０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、脂肪交感神経活動を評価する方法。
＜４＞脂肪神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）２５０Ｈｚ以下（好ましくは２３０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、脂肪交感神経活動を評価する方法。
＜５＞腎臓神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）６００Ｈｚ以下（好ましくは５８０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは５９０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、腎臓交感神経活動を評価する方法。
＜６＞脾臓神経が発する５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）６００Ｈｚ以下（好ましくは５８０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは５９０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を用いて、脾臓交感神経活動を評価する方法。

＜７＞脛骨神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）４００Ｈｚ以下（好ましくは２３０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、脛骨交感神経活動を評価するシステム。
＜８＞脛骨神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）２５０Ｈｚ以下（好ましくは２３０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、脛骨交感神経活動を評価するシステム。
＜９＞脂肪神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）４００Ｈｚ以下（好ましくは２３０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～４００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、脂肪交感神経活動を評価するシステム。
＜１０＞脂肪神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）２５０Ｈｚ以下（好ましくは２３０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは２４０～２５０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、脂肪交感神経活動を評価するシステム。
＜１１＞腎臓神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）６００Ｈｚ以下（好ましくは５８０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは５９０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、腎臓交感神経活動を評価するシステム。
＜１２＞脾臓神経が発する電気信号のうち、５０Ｈｚ以上（好ましくは５０～７０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上、より好ましくは５０～６０Ｈｚの範囲内の任意の周波数以上）６００Ｈｚ以下（好ましくは５８０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下、より好ましくは５９０～６００Ｈｚの範囲内の任意の周波数以下）の周波数帯における電気信号を指標として、脾臓交感神経活動を評価するシステム。

＜１３＞神経線維の束から運動神経を分離することなく、交感神経活動を評価する、前記＜１＞～＜１２＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１４＞脛骨神経、脂肪神経、又は脾臓神経の電気信号を測定する際、神経活動を評価する組織の末梢側が切断又は破壊されている、前記＜１＞～＜４＞、＜６＞～＜１０＞、＜１２＞、及び＜１３＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１５＞前記交感神経以外の生体由来の電気信号の干渉を低減する、前記＜１＞～＜１４＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１６＞測定した電気信号から、交感神経活動を含まない電気信号を除去する、前記＜１＞～＜１４＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１７＞高速フーリエ変換、フーリエ変換、ウェーブレット変換、又はコサイン変換、好ましくは高速フーリエ変換、により、交感神経活動の周波数解析を行う、前記＜１＞～＜１６＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１８＞ヒト以外の動物の神経活動を評価対象とする、前記＜１＞～＜１７＞のいずれか１項に記載の方法又はシステム。
＜１９＞神経が発する電気信号を取得する為の電極部と、電気信号を増幅する為の増幅部と、電気信号を解析する為の解析部から構成される、前記＜７＞～＜１８＞のいずれか１項に記載のシステム。

以下、神経活動を測定する為の本実施形態について説明する。なお、以下に説明する本実施形態は、特許請求の範囲に記載された本発明の内容を不当に限定するものではない。また本実施形態で説明される構成の全てが、本発明の必須構成要件であるとは限らない。

［試験例１］脛骨神経が発する電気信号の解析
ラット（ＳＨＲ、雄、１１週齢）に１８時間の絶食をさせた後、生理食塩水に溶解し０．２５ｇ／ｍＬの濃度に調整したウレタン（和光純薬工業社製、１ｇ／ｋｇ体重、腹腔内投与）による麻酔下で、生理食塩水で調整したヘパリンナトリウム（持田製薬社製、１００ｕｎｉｔ／ｍＬ）を満したポリエチレンカテーテル（ベクトン・ディッキンソン社製）を右大腿静脈へ挿入した。その後、外側大腿部位を切開し、脛骨神経を露出させ、露出させた神経を末梢側（足先側）で切断した。
次に、切断された脛骨神経の末梢側の切断端末をテフロン（登録商標）コートした２極性のステンレスワイヤー電極（Ａｓ６３４、Ｃｏｏｎｅｒ Ｗｉｒｅ社製）に繋ぎ、シリコン（Ｓｉｌ－Ｇｅｌ ６０４、Ｗａｃｋｅｒ社製）を用いて絶縁固定し、脛骨神経が発する電気信号を取得した。以後、脛骨神経が発する電気信号を「脛骨神経活動」と表す。脛骨神経活動は、プレアンプ（ＪＣ－１０１Ｂ、日本光電社製）及びバンドパスフィルタ（ｌｏｗ ｃｕｔ：５０Ｈｚ、ｈｉｇｈ ｃｕｔ：１ｋＨｚ）内蔵の高感度増幅器（ＭＥＧ－５１００、日本光電社製）を用いて増幅させ、多目的データ取得システム（ＰｏｗｅｒＬａｂ ４／３０、ＡＤ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製）に出力させ、１０，０００サンプル／秒のサンプリング速度にてデータ収録した。

脛骨神経活動が安定した後、交感神経遮断剤である生理食塩水に溶解し３．４ｍｇ／ｍＬの濃度に調整した臭化ヘキサメトニウム（和光純薬工業社製、１３．５ｍｇ／ｋｇ体重）を大腿静脈カテーテルより静脈投与し、脛骨神経活動の変化を記録した。
記録終了後、飽和塩化カリウム水溶液を大腿静脈カテーテルより静脈投与し、ラットを安楽死させた。取得したデータの解析はＬａｂＣｈａｒｔ解析ソフト（ｖｅｒ ７．０、ＡＤＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製）を用いて行った。ＬａｂＣｈａｒｔ解析ソフトにおいては、交感神経遮断剤投与前後、及び、安楽死２０分後以降に取得した３０秒間の電気信号データに対して、窓関数としてハミング窓を用い、高速フーリエ変換によるパワースペクトル解析を行った。そして、得られたパワースペクトラムから、主たる交感神経活動の周波数帯域を特定した。次に、取得した全ての電気信号データに対し、窓関数としてカイザー窓（サイドローブ減衰を調整するパラメーターβは６）を用い、ＦＩＲフィルタを用いて、バンドパスフィルタをかけ、特定周波数帯域における電気信号強度を０．１秒間毎に積算することで、特定周波数帯域における電気信号量を算出した。
算出した電気信号量の比較には、１分間以上の電気信号量の平均値を用いた。解析の際、安楽死２０分後以降に取得した電気信号は、生体反応に依存しない電気信号、即ち、環境由来の電気的ノイズとして用いた。

［試験例２］脂肪神経が発する電気信号の解析
ラット（ＳＨＲ、雄、１１週齢）に１８時間の絶食をさせた後、生理食塩水に溶解し０．２５ｇ／ｍＬの濃度に調整したウレタン（和光純薬工業社製、１ｇ／ｋｇ体重、腹腔内投与）による麻酔下で、生理食塩水で調整したヘパリンナトリウム（持田製薬社製、１００ｕｎｉｔ／ｍＬ）を満したポリエチレンカテーテル（ベクトン・ディッキンソン社製）を右大腿静脈へ挿入した。その後、背部肩甲骨付近を切開し、褐色脂肪神経を露出させ、露出させた神経を末梢側（褐色脂肪側）で切断した。そして、試験例１と同様な操作を行い、褐色脂肪神経が発する電気信号を取得し、高速フーリエ変換によるパワースペクトル解析、及び特定周波数帯における電気信号量の算出を行った。以後、褐色脂肪神経が発する電気信号を「脂肪神経活動」と表す。

［試験例３］腎臓神経が発する電気信号の解析
ラット（ＳＨＲ、雄、１１週齢）に１８時間の絶食をさせた後、生理食塩水に溶解し０．２５ｇ／ｍＬの濃度に調整したウレタン（和光純薬工業社製、１ｇ／ｋｇ体重、腹腔内投与）による麻酔下で、生理食塩水で調整したヘパリンナトリウム（持田製薬社製、１００ｕｎｉｔ／ｍＬ）を満したポリエチレンカテーテル（ベクトン・ディッキンソン社製）を右大腿静脈へ挿入した。その後、後背部を切開し、腎臓神経を露出させた。次に、腎臓神経をテフロン（登録商標）コートした２極性のステンレスワイヤー電極（Ａｓ６３４、Ｃｏｏｎｅｒ Ｗｉｒｅ社製）に載せ、シリコン（Ｓｉｌ－Ｇｅｌ ６０４、Ｗａｃｋｅｒ社製）を用いて絶縁固定し、腎臓神経が発する電気信号を取得し、試験例１と同様に高速フーリエ変換によるパワースペクトル解析、及び特定周波数帯における電気信号量の算出を行った。以後、腎臓神経が発する電気信号を「腎臓神経活動」と表す。

［試験例４］脾臓神経が発する電気信号の解析
ラット（ＳＨＲ、雄、１１週齢）に１８時間の絶食をさせた後、生理食塩水に溶解し０．２５ｇ／ｍＬの濃度に調整したウレタン（和光純薬工業社製、１ｇ／ｋｇ体重、腹腔内投与）による麻酔下で、生理食塩水で調整したヘパリンナトリウム（持田製薬社製、１００ｕｎｉｔ／ｍＬ）を満したポリエチレンカテーテル（ベクトン・ディッキンソン社製）を右大腿静脈へ挿入した。その後、後背部を切開し、脾臓神経を露出させた。次に、脾臓神経をテフロン（登録商標）コートした２極性のステンレスワイヤー電極（Ａｓ６３４、Ｃｏｏｎｅｒ Ｗｉｒｅ社製）に載せ、電極より脾臓側に位置する脾臓神経を圧迫破壊した上で、シリコン（Ｓｉｌ－Ｇｅｌ ６０４、Ｗａｃｋｅｒ社製）を用いて絶縁固定し、脾臓神経が発する電気信号を取得し、試験例１と同様に高速フーリエ変換によるパワースペクトル解析、及び特定周波数帯における電気信号量の算出を行った。以後、脾臓神経が発する電気信号を「脾臓神経活動」と表す。

［測定例１］交感神経遮断剤投与前後のパワースペクトル密度の測定、及び解析周波数帯の特定
交感神経遮断剤投与前後の各組織の神経活動のパワースペクトラムを図１に示す。
交感神経遮断剤投与によって交感神経活動は低下する。よって、交感神経遮断剤の投与前後においてパワースペクトラムが変化した周波数帯は、交感神経が発する電気信号、即ち交感神経活動を反映している周波数帯であることを示している。
図１（Ａ）及び（Ｂ）に依れば、脛骨神経、脂肪神経における交感神経活動は、パワースペクトラム上の５０Ｈｚから４００Ｈｚの周波数帯に存在していることが明らかである。また、図１（Ｃ）及び（Ｄ）に依れば、腎臓神経、脾臓神経における交感神経活動は、パワースペクトラム上の５０Ｈｚから６００Ｈｚの周波数帯に存在していることが明らかである。
さらに、図１（Ａ）及び（Ｂ）に依れば、脛骨神経、脂肪神経における交感神経に由来するパワースペクトル密度の極大は、低周波側に偏り、ピークの形状は高周波側に長く裾を引いており、主たる交感神経活動は、５０Ｈｚから２５０Ｈｚの周波数帯に存在していることが明らかである。
さらに、図１（Ａ）に示したように、脛骨神経活動においては、パワースペクトラム上、５００Ｈｚ付近に交感神経遮断剤では活動が抑制されない成分、即ち、運動神経由来と思われる成分が存在する。

上記結果を踏まえ、脛骨神経、脂肪神経においては、本試験で取得した全周波数帯域である５０Ｈｚ～１,０００Ｈｚの周波数帯を解析周波数帯（１）、５０Ｈｚ～４００Ｈｚの周波数帯を解析周波数帯（２）、５０Ｈｚ～２５０Ｈｚの周波数帯を解析周波数帯（３）とし、下記の解析に用いた。
腎臓、脾臓神経においては５０Ｈｚ～１,０００Ｈｚの周波数帯を解析周波数帯（１）、５０Ｈｚ～６００Ｈｚの周波数帯を解析周波数帯（２）とし、下記の解析に用いた。

［測定例２］特定解析周波数帯における末梢交感神経活動の分解能の解析
測定例１の結果を踏まえ、各々の特定解析周波数帯において、各々の神経における交感神経遮断剤投与前の電気信号量「Ｂ（Ｂｅｆｏｒｅ）」、交感神経遮断剤投与後の電気信号量「Ａ（Ａｆｔｅｒ）」、安楽死２０分後以降に取得した電気信号量から得られる環境由来の電気的ノイズ量「ＥＮ（Ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔ Ｎｏｉｓｅ）」を算出した。
また、交感神経活動量「Ｓ（Ｓｉｇｎａｌ）」は、交感神経遮断剤投与前後の電気信号量の差、即ち「Ｂ」から「Ａ」を控除した値として算出した。さらに、交感神経活動測定時に妨げとなる生体由来の電気的ノイズ「ＢＮ（Ｂｏｄｙ Ｎｏｉｓｅ）」は、交感神経遮断剤投与後に得られる、交感神経活動を含まない電気信号「Ａ」より環境由来の電気的ノイズ「ＥＮ」を控除した値として算出した。

さらに、各解析周波数帯において交感神経活動とノイズの分離能を比較する為に、交感神経活動量「Ｓ」と環境由来の電気的ノイズ量「ＥＮ」の比率、即ちＳ／ＥＮ比、及び、交感神経活動量「Ｓ」と生体由来の電気的ノイズ量「ＢＮ」の比率、即ちＳ／ＢＮ比を算出した。これらの比が高ければ、対象としたノイズに比較し、交感神経活動をシグナルとして、明確に分離できており、正確かつ、精密に捉えられていることを示す。

また、解析周波数帯（１）での測定で得られたＳ／ＥＮ比、Ｓ／ＢＮ比と、解析周波数帯（２）及び（３）での測定で得られたＳ／ＥＮ比、Ｓ／ＢＮ比とを比較し、Ｓ／ＥＮ比改善率（（解析周波数帯（２）又は（３）でのＳ／ＥＮ比）／（解析周波数帯（１）でのＳ／ＥＮ比）×１００（％））、及びＳ／ＢＮ比改善率（（解析周波数帯（２）又は（３）でのＳ／ＢＮ比）／（解析周波数帯（１）でのＳ／ＢＮ比）×１００（％））を算出した。
Ｓ／ＥＮ比改善率は、環境由来のノイズの干渉の低減による交感神経活動測定精度の向上率を示す。一方で、Ｓ／ＢＮ比改善率は、生体由来のノイズの干渉の低減による交感神経活動測定精度の向上率を示す。
得られた結果は、平均値±標準誤差で表した（表１）。平均値の差の検定には、対応のあるｔ検定（ｐａｉｒｅｄ ｔ－ｔｅｓｔ）を用いた。

表１に示したように、脛骨神経については、神経活動の解析周波数帯（２）を用いた場合、解析周波数帯（１）で解析したものよりもＳ／ＥＮ比、及びＳ／ＢＮ比の平均値は統計学的有意に高い値を示した。
また、脂肪神経については、神経活動の解析周波数帯（２）を用いた場合、解析周波数帯（１）で解析したものよりもＳ／ＥＮ比の平均値は統計学的有意に高い値を示した。
腎臓神経と脾臓神経については、神経活動の解析周波数帯（２）を用いた場合、解析周波数帯（１）で解析したものよりもＳ／ＥＮ比の平均値は統計学的有意に高い値を示した。

さらに、表１に示したように、脛骨神経については、神経活動の解析周波数帯（３）を用いた場合、解析周波数帯（１）で解析したものよりもＳ／ＥＮ比、及びＳ／ＢＮ比の平均値は統計学的有意に高い値を示し、さらに、解析周波数帯（２）よりも、Ｓ／ＥＮ比、及びＳ／ＢＮ比改善率の平均値は統計学的有意に高い値を示した。
また、脂肪神経については、神経活動の解析周波数帯（３）を用いた場合、解析周波数帯（１）で解析したものよりもＳ／ＥＮ比の平均値は統計学的有意に高い値を示し、解析周波数帯（２）よりも、Ｓ／ＥＮ比改善率の平均値は統計学的有意に高い値を示した。

［測定例３］各周波数帯域を用いた神経活動解析における代表的な末梢交感神経活動解析精度の改善例
前記試験例１～４で取得した各組織神経活動の電気信号データに対し、前記解析周波数帯（１）～（３）のいずれかにおいて、窓関数としてカイザー窓（β＝６）を用い、ＦＩＲフィルタを用いて、バンドパスフィルタをかけた結果の電気信号データのオシログラムの代表例を図２に示した。
図２（Ａ）及び（Ｂ）に依れば、脛骨神経及び脂肪神経において、交感神経遮断剤投与前後の変化の差が、解析周波数帯（３）を用いたバンドパスフィルタを用いることにより鮮明になっていることが明らかである。
また、図２（Ｃ）及び（Ｄ）に依れば、腎臓神経及び脾臓神経においても、交感神経遮断剤投与前後の変化の差が、解析周波数帯（２）を用いたバンドパスフィルタを用いることにより鮮明になっていることが明らかである。

図３には、図２（Ａ）で示した解析周波数帯の違いによるに交感神経遮断剤投与前のオシログラムの違いを拡大したものを示した。交感神経活動は、オシログラムの中でも振幅の大きい波形としてとらえられるが、大きい波形が、小さい波形に比較し鮮明になっていることが明らかである。

上記結果によれば、脛骨神経については、神経が発する電気信号の５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、従来の５０～１,０００Ｈｚの周波数帯での解析方法と比較し、交感神経活動に対する、運動神経等の生体由来のノイズ、及び、環境由来のノイズの干渉を低減でき、交感活動を高精度で解析可能になることが明らかとなった。特に、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、脛骨の交感活動をより高精度で解析可能になることが明らかとなった。
脂肪神経については、神経が発する電気信号の５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、従来の５０～１,０００Ｈｚの周波数帯での解析方法と比較し、交感神経活動に対する環境由来のノイズの干渉を低減でき、交感活動を高精度で解析可能になることが明らかとなった。特に、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、脂肪の交感活動をより高精度で解析可能になることが明らかとなった。
腎臓神経については、神経が発する電気信号の５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、従来の５０～１,０００Ｈｚの周波数帯での解析方法と比較し、交感神経活動に対する、環境由来のノイズの干渉を低減でき、交感活動を高精度で解析可能になることが明らかとなった。
脾臓神経については、神経が発する電気信号の５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯の電気信号を用いれば、従来の５０～１,０００Ｈｚの周波数帯での解析方法と比較し、交感神経活動に対する、環境由来のノイズの干渉を低減でき、交感活動を高精度で解析可能になることが明らかとなった。

Claims (18)

1. 脛骨神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脛骨交感神経の活動量として評価する、
   脛骨交感神経活動の評価システムの作動方法。
2. 前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項１に記載の脛骨交感神経活動の評価システムの作動方法。
3. 脂肪神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脂肪交感神経の活動量として評価する、
   脂肪交感神経活動の評価システムの作動方法。
4. 前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項３に記載の脂肪交感神経活動の評価システムの作動方法。
5. 腎臓神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、腎臓交感神経の活動量として評価する、
   腎臓交感神経活動の評価システムの作動方法。
6. 脾臓神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脾臓交感神経の活動量として評価する、
   脾臓交感神経活動の評価システムの作動方法。
7. ヒト以外の動物の脛骨神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脛骨交感神経の活動量として評価する、
   ヒト以外の動物の脛骨交感神経活動を評価する方法。
8. 前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項７に記載のヒト以外の動物の脛骨交感神経活動を評価する方法。
9. ヒト以外の動物の脂肪神経が発する電気信号を取得し、
   取得した電気信号を増幅し、
   増幅した電気信号を測定ないし記録し、
   測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脂肪交感神経の活動量として評価する、
   ヒト以外の動物の脂肪交感神経活動を評価する方法。
10. 前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項９に記載のヒト以外の動物の脂肪交感神経活動を評価する方法。
11. ヒト以外の動物の腎臓神経が発する電気信号を取得し、
    取得した電気信号を増幅し、
    増幅した電気信号を測定ないし記録し、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、腎臓交感神経の活動量として評価する、
    ヒト以外の動物の腎臓交感神経活動を評価する方法。
12. ヒト以外の動物の脾臓神経が発する電気信号を取得し、
    取得した電気信号を増幅し、
    増幅した電気信号を測定ないし記録し、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を、脾臓交感神経の活動量として評価する、
    ヒト以外の動物の脾臓交感神経活動を評価する方法。
13. 脛骨神経が発する電気信号を取得する手段と、
    取得した電気信号を増幅する手段と、
    増幅した電気信号を測定ないし記録する手段と、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を指標として、脛骨交感神経の活動量を評価する手段を備えた、
    脛骨交感神経活動の評価システム。
14. 前記の脛骨交感神経の活動量を評価する手段が、前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項１３に記載の脛骨交感神経活動の評価システム。
15. 脂肪神経が発する電気信号を取得する手段と、
    取得した電気信号を増幅する手段と、
    増幅した電気信号を測定ないし記録する手段と、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上４００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を指標として、脂肪交感神経の活動量を評価する手段を備えた、
    脂肪交感神経活動の評価システム。
16. 前記の脂肪交感神経の活動量を評価する手段が、前記の測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上２５０Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行う、請求項１５に記載の脂肪交感神経活動の評価システム。
17. 腎臓神経が発する電気信号を取得する手段と、
    取得した電気信号を増幅する手段と、
    増幅した電気信号を測定ないし記録する手段と、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を指標として、腎臓交感神経の活動量を評価する手段を備えた、
    腎臓交感神経活動の評価システム。
18. 脾臓神経が発する電気信号を取得する手段と、
    取得した電気信号を増幅する手段と、
    増幅した電気信号を測定ないし記録する手段と、
    測定ないし記録した電気信号のうち、５０Ｈｚ以上６００Ｈｚ以下の周波数帯における電気信号の周波数解析を行い、周波数解析の結果に基づき、前記の特定周波数帯の各周波数におけるパワースペクトル密度、並びに／又は、前記の特定周波数帯における電気信号強度及び／若しくは電気信号量を指標として、脾臓交感神経の活動量を評価する手段を備えた、
    脾臓交感神経活動の評価システム。
    
    
    

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