本发明涉及一种生物电信号检测装置，具体地说，本发明的装置通过向人或动物体表的特定穴位施加一个电激励信号同时测量身体对该信号的响应，从而获取与活体内生物电场的分布和运动状态有关的特征性信息，以此进行疾病的诊断和健康状况以及治疗效果的监测。

近年来，中国学术界以场论和信息技术为基础，结合传统的中医理论，特别是有关经络系统的理论，对活体生物的重要生命特征-生命信息进行了广泛的研究和实验。特别是通过现代测试仪器和手段对气功师“发动”现象以及经络系统的同位素示踪进行了测试并取得显著的成果。本发明人对此做出大量的努力，有关的研究成果发表在《自然杂志》1980年3卷8期563-566页上，题为“生命信息科学初探”，和3卷9期681-682页上，题为“心包经穴位NaI125示踪实验探索”，上海科学技术出版社出版，以及《自然科学年鉴》1981年1.34-1.41页，题为“生命特征信息的探索，模拟与应用，”上海科学技术出版社出版，这些文章的内容结合在此作为参考。

根据物理学的观点，物质世界表现为有静止质量的物质与只有能量而静止质量为零的物质（各种场物质），两种物质密切相关，任何一个有静止质量的物体都对应着其特有的自然共振频率。活体生物也表现为具有由细胞、组织、器官所构成的形态学系统，此外还有由细胞电位，心电，脑电以及各种辐射所构成的生命信息系统，二者相互作用，共存于活体生物之中，中医的经络系统，按其运动规律来分析，属于人体内 生命信息系统的一个有机组成部分。生物体内任何组织或器官的病变，无论是功能失调，还是器质性病变，都将改变生命信息系统场物质的分布和运动的状态。因此，通过对以场物质为基础的生命信息系统的分布状态和运动规律进行测试即可获得反映生物体健康状况的重要信息。

在中医临床实践中，人们早已注意到，当人体内某一器官发生病变时，与该器官相对应的体表经络上经常可以找到某些特征性穴位（如手足或四肢上的某些穴位），这些穴位表现出敏感性增强（例如对触压或针刺的敏感性增强）在这些穴位上进行针灸治疗往往能够收到令人满意的疗效。这种现象与中医的经络理论是完全符合的，在临床实践中也经常利用这种现象来辅助诊断。但是，由于这种穴位敏感现象存在着个体差异，并且，在临床应用时，它和其它与经络穴位有关的现象一样，主要是依靠病人的自诉来确定其是否存在，缺乏客观评定的指标和定量测试的手段，这就极大的限制了它的临床应用。因此，利用现代检测手段对针灸穴位进行测试成为一个引人注目的研究领域。

在先有技术中，已有多种对穴位进行检测，以获取穴位的特征性信息的装置，这些装置通过测量人体不同穴位上电阻的变化，电位的变化，磁场的变化，温度的变化或穴位对压力的敏感性的变化，等多种不同的物理量来寻找身体上具有特异变化的穴位，并通过这些穴位上测取的某一物理量的定量变化情况对疾病进行诊断和治疗。

在已有技术中我们可以看到，很多发明人已经发现，当人体发生疾病时，在体表某些特定的穴位上，可以测到皮肤电阻降低或电位增高，根据这一发现已经设计出了多种测量特定穴位上的皮肤电阻或电位的装置。但是，由于活体内部按一定规律分布和运动的生物电场的强度很弱，该电场在正常情况下的分布和运动与其在体内发生病变初期时的状态之间差异很小。此外，由于活体间的个体差异以及各种环境因素的干 扰，这些都使对生物电场的检测和有用信息的提取遇到很多困难。在利用单纯接收式装置测量生物电场的特征值时，例如用高灵敏度电位计来测取穴位电位的微小变化时，为了克服上述困难，必须提高测试装置的灵敏度和抗干扰能力并严格控制各种环境因素的干扰，以便取得有价值的检测结果。这样就使测试装置和测量过程都过于复杂和昂贵，而所测取的穴位上电位的微小变化难以与环境干扰相区别。因此，对很多早期的病变，无法取得有统计意义的检测结果。针对上述缺点，很多人设计了通过测量穴位电阻的变化来确定特异性穴位的装置，这种装置通过向活体施加一个外部激励电压同时测量通过特定穴位的电流值来获取该穴位的有用信息。这种测量方式对检测装置和环境的要求较低，便于普遍应用，并能够有效地降低各种环境干扰因素的影响。但是，这一较强的激励电压（通常为10-20V或更高）以及电极在穴位上造成的压力本身已经构成对穴位的刺激并人为地改变了活体内部正常的生物电场分布和运动的状态。因此，测量本身对活体造成的干扰使很多能够反映活体内病情变化的有用信息无法被检测出来。

针对已有技术中存在的上述问题，本发明的发明人提出，中医的经络系统和穴位理论反映了人体内电磁场分布和运动的某些特殊规律，是人体内生命信息系统的一个有机的组成部分，只要能够建立起一种适当的检测手段并解决好环境干扰和测量本身对人体内电磁场的干扰这两方面的问题，即可在不同的穴位上通过测取活体的电参数而获得反映经络系统及生命信息系统状态的重要信息，将其用于疾病的诊断和对治疗过程进行的疗效监测。

本发明是根据上述思想设计的一种生物电信号检测装置，该装置可向人体或动物体表的特定穴位施加具有适当幅值的电激励信号同时测量活体对该信号的响应，通过对响应信号的幅值随时间变化的特征曲线进 行分析，可以获得重要的生命信息，并将其用于辅助诊断和指导治疗。

本发明在广泛实验的基础上，对激励信号的幅值，波形，信号的施加方式等多种因素进行了选择，使该激励信号与活体自身的生物电信号之间实现了良好的平衡关系，这样使信号本身不会严重干扰活体内部生物电磁场的分布和运动状况，而活体对该信号的响应却能反映出重要的生命信息，这种信息对于区别活体的健康与疾病的状况，特别是对区别早期病变的状况具有显著的统计学意义。

在本发明的激励信号作用下，活体的响应是一个强度极小的电流信号，对应与不同的病变，该信号可在10-4-10-11安培的范围内变化，因此要求本发明的装置必须采用能对微电流进行放大的微电流放大器，该放大器的最小工作电流要达到10-12安培量级，放大器工作时，检测电流的范围是10-4-10-11安培，为了与这一电流变化范围相适应，最好是采用对数微电流放大器或是按指数分档的线性微电流放大器，并且，该放大器本身及其输入端与人体接触进行检测的过程中均应有良好的抗干扰能力。

在本发明的检测装置的激励信号作用下，活体产生的微电流响应信号表现出特殊的时间特性曲线，在不同的穴位上检测到的该曲线的不同形状与活体所患不同疾病以及疾病的不同程度存在着特殊的相关性。因此，不仅是响应信号的幅值，其时间特性曲线的形状亦具有很大的诊断价值，针对这一特点，本发明的装置中采用了信号处理电路来对该响应信号进行处理。并且，该装置的信号输出部分可以显示出与时间特性曲线相关的特征性输出信号。

在利用本发明的检测装置进行穴位测量时，特别是在利用本发明的无创伤式检测电极进行测量时，检测电极对体表穴位的不同压力会对局部皮肤的生理状况产生一定的影响，因而改变皮肤的电阻率，微循环状 况等，这就间接地影响了测量精确性。此外，穴位上的过强压力本身也可形成一个强烈的外部刺激，致使局部生物电场的状况发生变化。为了提高检测结果的精确度，除了要求电极对穴位的压力应尽可能较小之外，还要求电极对穴位的压力应为一恒定值，这样，对不同的人在不同的时间进行测试时，可以保证测试的条件基本相同。此外，温度，湿度等环境因素也会对皮肤电阻产生影响，以致影响测量结果的可比性。本发明通过为检测电极设计的压力可调的特殊弹性结构，保证了测量过程中电极对穴位的压力为一恒定值，并通过调整该压力实现对环境温度和湿度变化进行适当的补偿。

综上所述，本发明的检测装置在对穴位进行检测的过程中着重解决了两个方面的问题。一方面，通过严格地限定激励信号和检测电极对皮肤穴位的刺激，使检测过程中对活体内部电磁场分布状态的真实情况产生的干扰最小。另一方面，通过采用量程很宽的微电流放大器和可对微电流的时间特性进行处理的信号处理电路以及信号输出装置，使检测过程中获取的信息量大大增加，因此，使本发明的装置可以检测出已有技术中的各种装置无法测出的很多重要信息。

根据本发明的生物电信号检测装置的一个实施方案，该检测装置包括：一个检测电极;一个参考电极;一个与该参考电极连接的激励信号发生电路;一个与该检测电极连接的微电流放大电路;一个与该放大电路连接的、由触发电路，可调延迟电路和采样保持电路共同构成的信号处理电路;以及一个与该信号处理电路连接的信号输出装置。该生物电信号检测装置将激励信号发生电路产生的具有特定幅值的激励电压通过参考电极和检测电极施加到人体的一个参考穴位和一个特定的被测穴位上，以此构成一个电回路，由微电流放大电路将上述回路内产生的微电流进行放大，然后输出给信号处理电路，由该电路按特定时间延迟进行 采样，并将采样结果通过信号输出装置进行显示，记录或存储。

根据本发明的生物电信号检测装置的另一个实施方案，该检测装置包括：一个检测电极;一个参考电极;一个与该参考电极连接的激励信号发生电路;一个与该检测电极连接的微电流放大电路;一个与该放大电路连接的由模/数转换器，中央处理器，存储器，和信号输入输出接口共同构成的信号处理电路;以及一个与输入/输出接口连接的控制板和信号输出装置。该生物电信号检测装置将激励信号发生电路产生的具有特定幅值的激励电压通过参考电极和检测电极施加到人体的一个参考穴位和一个特定的被测穴位上，以此构成一个电回路;由微电流放大电路将上述回路内产生的微电流放大后输出给信号处理电路，由该处理电路对检测到的微电流进行实时处理并将微电流随时间变化的特征曲线，对该曲线计算出的特征参数以及通过控制板输入的有关信息通过信号输出装置进行显示记录，存储，或进行其它形式的数据处理（如统计分析，正常值判别等）。

根据本发明的生物电信号检测装置的再一个实施方案，该检测装置包括：一个检测电极;一个参考电极;一个与该参考电极连接的激励信号发生电路;一个与该检测电极连接的微电流放大电路;与该微电流放大电路的输出端连接的至少一对并联比较电路;以及至少一对分别与上述比较电路连接的显示装置。该生物电信号检测装置的检测电极连接到微电流放大电路的输入端上，由参考电极将激励信号发生电路产生的具有特定幅值的激励电压施加到一个参考穴位上，而将该检测电极置于一个受测穴位上，以此与参考电极构成一个电回路，当检测到的电流强度超过某一预定下限值时，与该放大电路相连接的一个比较电路开始工作，并驱动与其连接的显示装置（如发光二极管）定性地显示检测结果果。当检测到的电流强度低于某一预定上限值时，与该放大电路连接的 另一比较电路开始工作，并驱动相应的显示装置。当检测到的电流程度在预定的上限和下限值之间即在正常范围内时，两个并联的比较电路同时工作并同时进行显示，这样，即可定性的显示检测结果。

在利用本发明的生物电信号检测装置进行实际测量时，可将参考电极置于受测者身体中线上的某一穴位上作为参考点（如前额的印堂穴，头顶的百汇穴或颈后的大椎穴等）并在该穴位上施加激励电压，用检测电极选择身体上不同的穴位依次进行测量，以此取得各个穴位的测量结果。

本发明的一个目的是提供一种测量活组织生物电场分布和运动状态的装置，从而获得反映活组织内电磁场分布状态的特征性参数。

本发明的另一个目的是提供一种生物电信号检测装置，该装置可通过对人或动物体表穴位进行测量而获取可对多种疾病作出诊断并对疗效进行监测的重要信息，从而为医学诊断和监测开辟一个新途径。

本发明的再一个目的是提供一种符合中医理论和临床实践要求的检测装置，以此实现利用经络和穴位的特征性电参数来进行疾病诊断和疗效监测，并为中医诊断方法的客观化，定量化和自动化提供一个坚实的基础。

本发明的其它目的，特征和优点将在以下结合附图进行的实施方案详细描述中体现出来，在附图中，相同的参考字符代表了相同的部件或特征。

在附图中：

图1是本发明的装置的示意性结构框图;

图2是正常人体对不同激励电压产生的响应电流测量值的统计分布图;

图3是对健康状况不同的人，激励电压与其响应电流之间的关系 图;

图4是图1中激励信号发生电路40的一个示例性实施方案;

图5A和5B是图1中微电流放大电路50的两个不同的实施方案;

图6是健康状况不同的人对激励电压产生的响应电流随时间变化的特征曲线;

图7A和7B是图1中信号处理电路60的两个不同的实施方案;

图8是图7A中各节点所对应的信号波形图;

图9是图7B所示实施方案中使用的程序流程图;

图10是图1中检测电极20的一个示例性实施方案的结构示意图;

图11是本发明的检测装置的第三个实施方案的电路原理图;和

图12是本发明的检测装置的检测电极对皮肤的压力与环境温度和湿度之间的关系图。

以下参见附图，对本发明的生物电信号检测装置的基本设计思想和几个示例性实施方案给予详细的说明。

参见图1，所示为本发明的检测装置的示意性结构框图。其中，参考号10表示该检测装置本身，20表示一个检测电极其上有信号线203和控制线2011，30表示一个由金属薄片构成的参考电极，它可采用任何医用的常规片式检测电极，参考号40表示一个激励信号发生电路，50表示一个微电流放大电路，60表示一个信号处理电路，70表示信号输出装置，以上各部分的具体结构将在下文中分别给予详细说明。

参见图2，所示为利用本发明的检测装置在相同的测试条件下对一组正常人进行测量时，对应于不同的激励电压测量到的响应电流值的统 计分布图，图中的数据是将参考电极置于前额的印堂穴上，而激励电极在同一组穴位上按不同的激励电压重复测量而得到的测量值。图中横座标为激励电压Vs的取值，单位是伏，纵座标为测量到的响应电流I1的负对数值N，N＝-logI1，当I1＝10-7安培时，N＝7。由图中可见，当激励电压Vs大于3.0伏时，测量值的离散性很小，测值基本稳定，几乎不随电压增加而变化。当激励电压小于1.0伏时，一方面，电流测量值随电压的变化而发生显著的变化，另一方面，在同一组受试者当中，测量值的离散性显著增加，这时的测量受环境因素的干扰大大增加，从图2的数据可见，激励电压过小时（小于1.0伏）测值离散性大，不易进行统计学处理，难以获得对诊断疾病有价值的信息。

参见图3，所示为利用本发明的检测装置在相同的测试条件下对几组已经过临床确诊患有不同疾病的人进行测试时，不同激励电压与测量到每组病人的响应电流负对数的平均值之间的关系曲线，图中横座标和纵座标的含意与图2所示相同，其中曲线3是图2所示统计分布值平均数的示意曲线。曲线1是一组燥狂型精神病患者的测量曲线，曲线2是一组轻度植物神经功能失调患者的曲线，曲线4是一组轻度代谢障碍患者的曲线，曲线5是一组晚期癌症患者的曲线。从图3所示的几条曲线可以看出，随着激励电压增加，病情严重的患者的测量值（曲线1和5）与正常人，（曲线3）仍保持较大区别，但对早期病变的患者，其测量值（曲线3和4）与正常人（曲线3）较接近。若考虑到实际测量时测值的离散性（如图2所示），这使正常人与早期病变的患者难以区别，换句话说，当激励电压相对较大时，这一外部的激励信号将活体内与早期病变相关的信号络“淹没”，因而无法进行早期病变的诊断。从图3中可见，当激励电压Vs在1.0-3.0伏的范围之内时，各曲 线间的差别最为显著。

通过结合图2与图3所给出的数据可以看出，利用本发明的装置进行人体电信号测量时，激励电压应选在1.0-3.0伏范围内，最好是2.0伏，

参见图4，所示为图1中激励信号发生电路40的一个示例性实施方案。其中401是一个触发电路，它可以在信号处理电路输出的触发信号V3的控制下，在其输出端产生一个上升沿很陡宽度可调的阶跃信号，该阶跃信号的幅值由箝位二极管402箝位为2.0伏，并作为激励电压Vs经参考电极输出。采用箝位二极管402可保证激励电压Vs的幅值波动小于1%，以此避免由于激励电压不稳定而造成的检测电流的波动。根据图4所示的原理可知，任何常规的稳压电源均可作为该装置的激励信号发生电路，若该电路可在信号处理电路的控制下产生上升沿很陡的阶跃激励信号，则检测到的响应电流的精确性可以进一步提高。

参见图5A，所示为图1中微电流放大电路50的一个实施方案，在图5A中，50A表示该放大电路本身，虚线框501A表示一个对数微电流放大器，它由运算放大器OP1和晶体管T1a构成对数放大器，虚线框502A表示一个温度补偿电路，其中I为恒流源，T1b与501A中的T1a为一个三极管对，由T1b对T1a温度漂移的平行线部分进行补偿，Rt及R对T1a温度漂移的斜率部分进行补偿，同时还决定该补偿电路的放大倍数。虚线框503A表示一个倒相电路，其中，由OP3对放大的电流信号进行倒相，W1为输出调零电位器，W2为输出满度调节电位器，在图5A中，二极管D1，D2，D3分别起箝位作用，利用图5A中所示的对数微电流放大器对10-4-10-11安培的微电流进行放大时，要求运算放大器 OP1的最小工作电流应为10-12安培，这是已有技术中已经达到的指标，因此不再对其进一步描述。

参见图5B，所示为图1中微电流放大电路50的另一个实施方案。其中，50B表示该放大电路本身。T1和T2为结型场效应管，构成该电路的差分输入级，T3和R3构成该差分放大器的恒流源等效电阻，T4和T5构成第二级差分放大，Re为恒流电阻，稳压管D将T1和T2的漏压控制在适当的线性使用区，并与T3构成开环放大器的负反馈以稳定T1，T2的工作点，T6为射及跟随器输出级，r1r2为防止寄生振荡的电阻，在采用分立元件构成图5B所示电路时，T1和T2的特性应严格对称，可选用美国TEXAS公司的2N4416或2N3823高频低噪音结型场效应管或中国产3DJ系列高频低噪音结型场效应管（如3DJ2F）。要求管栅流ig≤10-12A′，在图5B中通过选择开关S和与其连接的并联电阻网络N构成的反馈电路，可对该放大器按10底指数分档，每一档内，放大器的输入和输出为线性关系。

参见图6，所示为利用本发明的检测装置，在相同的测试条件下对几组已经过临床确诊患有不同疾病的人进行测试时，各组病人测量到的响应电流的时间特性曲线，在测量时，激励电压采用的是2.0伏的阶跃电压，图中横座标为时间轴，单位为秒，零点对应于阶跃电压的上升沿，纵座标为响应电流的负对数值。图16中的五条曲线所对应的五组病人与图3中相同，其中，曲线3是对正常人测到的响应电流的时间特性曲线，曲线1对应于一组燥狂型精神病患者的测量曲线，曲线2是一组轻度植物神经功能失调患者的曲线，曲线4是一组轻度代谢障碍患者的曲线，曲线5是一组晚期癌症患者的曲线。从图6所示曲线可以看出，利用本发明的检测装置在特定穴位上进行检测时，检测到的响应电 流会随着时间表现出某种变化趋势，不同的病人所表现的变化趋势是不同的，因此，这种变化趋势也可用于辅助诊断。图中可见，病情严重的患者的时间特征曲线（曲线1和5）与正常人（曲线3）差别较大，而早期病变的患者的时间特征曲线（曲线2和4）则表现出随时间的推移而向正常人靠近的趋势，从图中的数据可以看出，在1-2秒的范围之内，不同病人测量的响应电流的值差别较显著，因此，在使用采保电路对响应电流进行采样时，采样时间应在激励信号上升沿之后延迟1-2秒的范围内，最好采用1.5秒的延迟时间。应当指出，图2和图3所示的测量值均是以1.5秒的延迟时间测量的采样值，另外，如果对图6所示的曲线进行多点采样，即可获得时间特征曲线的上升斜率，极值，下降斜率等参数，这些参数均可用于辅助诊断和区别病症，病情。

参见图7A，所示为图1中的信号处理电路的一个实施方案，该方案的主要特征是根据图6所示的响应电流时间特性曲线所表现的特性，在特定时间对该曲线进行采样，以此获得有用的信息。图中虚线框60A表示信号处理电路本身，601表示一个触发电路，该电路的输入信号V1来自检测电极20上的一个触发开关，在信号V1的触发下，该触发电路产生两个输出信号V2和V3，信号V3输出到图4所示的激励信号发生电路40，以控制阶跃激励信号的产生、信号V2的输入可调延迟电路602，控制采样频率信号V 的产生。603表示一个采样保持电路，它在采样频率信号V 的控制下，对图1中的微电流放大电路50输出的与微电流I1对应的放大信号I2进行采样保持，并将其结果作为输出信号I3送给信号输出装置70，由于图7A所示各框图采用的部件均为已有技术，不再进行详细说明。

图8示出图7中相应各点的信号波形图，其中V1是由检测电极上触发开关产生的触发信号，检测电极的结构将在以下说明，该触发信 号的上升沿A1取决于检测者对检测电极的操作，A1到B1的宽度取决于检测电极在病人穴位上停留时间的长度，A1到下一触发信号A2的距离也取决于检测者进行下一穴位测量时的操作。因此，该触发信号的宽度和两个触发信号间的距离均取决于操作者。V2是由触发电路601产生的负脉冲，该脉冲的宽度根据采样保持电路603的需要预先确定，其前沿由V1的上升沿A1和A2决定。V3是由触发电路产生的一个正脉冲，它控制图1中激励信号发生电路40产生一个阶跃激励信号或是一个脉冲激励信号，V3的宽度根据采样电路603的需要预先确定，I2是微电流放大电路50的输出信号，它对应于在激励电压作用下，人体特定穴位上产生的响应电流，其波形与图6所示曲线对应，I2在点C的下降沿与V3的下降沿相对应，当激励电压降为零时，I2按指数曲线下降。V 是可调延迟电路，602产生的采样频率信号，该信号为一负脉冲，其前沿与信号V2的负脉冲前沿保持一个固定的延迟 （例如 ＝1.5秒），以此保证对图6中的时间特征曲线上的特定点进行采样。I3为采样保持电路输出的信号波形，它可按模拟或数字的形式显示在信号输出装置70上。应当指出，按照图7A所示的同一方案，可用时序电路代替可调延迟电路602，在V2的采样期间内产生多个采样频率信号，并通过多路采样保持电路进行多路采样的并行输出，这样即可获得时间特性曲线的斜率、极值等有用信息。

参见图7B，所示为图1中信号处理电路60的另一个实施方案，在图7B中，虚线框60B表示该信号处理电路本身。其中，601表示一个触发电路，其结构和功能与图7A中所示相同;604表示一个模/数转换器，它将微电流放大电路50输出的模拟信号I2转换为数字信号，以便于中央处理器（CPU）605进行处理。CPU605 在触发信号V2的触发下，根据存储器606中预先存好的工作程序对模/数转换器604输出的数字信号进行处理，然后将处理后的信号经输入输出接口607输出，经CPU605处理后输出的信号可包括对穴位响应电流的时间特性曲线的逐点描记图，该曲线的上升斜率，极值，下降斜率，达到极值的时间，与正常值的差等等。通过控制键盘703，还可将病人的姓名，年龄，被测穴位编码，测量日期等信息输入，以便进行信息的存储和以后的统计处理，但这一部分以及701的显示打印，702外存等功能均属于已有技术，与本发明无直接关系，因此不再详细说明。应当指出，如果为了单纯的显示所测取的时间特性曲线，也可将微电流放大电路50输出的信号I2直接输入到示波器或常规的曲线描记装置上，因此可用常规的示波器或曲线描记装置代替本发明的信号处理电路60和信号输出装置70进行时间特性曲线的处理和显示，由于上述两种装置均为已有技术，恕不赘述。

图9示出图7B的CPU605的工作程序的示意性框图。其中：步骤100为启动步骤，它取决于触发电路601的输出信号V2的前沿;步骤110为A/D取数步骤，它从A/D转换器604取得已经数字化的测量信号，步骤120为存储步骤，它将取得的测量数据存入内存储器606，以便于以后的运算;步骤130为信息处理步骤，它根据已获取的测量数据对时间特性曲线的上升斜率，极值，下降斜率，达到极值的时间等参数进行计算，并可将已算出的参数与正常值进行比较或进行统计处理;步骤140为输出步骤，它可将测量的结果输出到信号输出装置701上以进行显示或打印，也可将该结果送往外存储器702，信息处理和输出完成后进入停机步骤150，应当指出，以上各步骤均为已有技术，因此不再对其具体的细节给予详细说明，另外，对本装置测取的信息的进一步数据处理已超出本发明的范围，也不再予 以说明。

参见图10，所示为图1中检测电极20的一个示例性实施方案的结构示意图。其中，参考号20表示检测电极本身;201表示一个金属探针，其直径在1.0-2.0毫米范围内，其端部圆滑以便与皮肤穴位保持良好接触但不刺破皮肤;202表示该检测电极的金属屏蔽层，它将整个金属探针201屏蔽起来，使其不受环境的干扰;203表示一根同轴电缆，其内导体与金属探针201连接，外导体与屏蔽层202连接;204表示一个弹簧，其一端通过绝缘件2014固定在屏蔽层202上，另一端通过绝缘件2013固定在探针201上;205表示一个游丝，通过采用弹簧204和游丝205的结构，使金属探针201可相对于屏蔽层202作轴向运动，而弹簧204的弹性力使探针201倾向于恢复原位，游丝205保证了运动过程中的良好电连接。这样，当探针201与穴位接触时，弹簧204使其保持对穴位有一恒定的压力。206表示一个绝缘拨杆，它的一端通过屏蔽层202上的一个狭缝伸出，另一端固定在探针201上。因此可随探针一起运动;207表示一个触发开关，当拨杆206随探针运动而与其接触时，它可通过连线2011向信号处理电路60发出一个触发信号V1。208表示一个绝缘筒，它使探针201与屏蔽层202绝缘并使探针可在其内部沿轴线滑动。209为一个可调绝缘套筒，它通过与屏蔽层202的啮合结构，可在其上沿轴线调整其位置，以此改变探针201从其端面伸出的长度，当探针与皮肤穴位接触时，探针201的前端和可调绝缘套筒209的前端面均与皮肤接触，这时探针201对穴位的压力就取决于探针从其正常位置退回到与可调套筒前端面平齐的位置上弹簧204对其施加的压力，可调套筒209在屏蔽层202上向端面的反方向调整时，探针201从套筒209中伸出部分就相对较 长，探测时对穴位的压力就较大，反之，压力就较小，以此实现对探针压力的定量调整，2010为检测电极的绝缘外壳，它使屏蔽层与操作者的手绝缘;以免受操作者的干扰，2012为一绝缘层，保持探针连线与屏蔽层绝缘。从图10中可见，同轴电缆的内导体输出检测到的微电流信号I，引线2011输出触发信号V1，为防止它们互相干扰，触发开关207及其引线2011均装在屏蔽层202之外。

参见图11，所示为本发明的检测装置的信号处理及显示部分的另一实施方案。在该实施方案中，图1中的信号处理电路60由一对并联的比较器构成，信号输出装置70由一对分别与该比较器连接的发光二极管代替。该实施方案以及其简单的电路实现对检测结果的定性显示。在图11中，610A表示第一比较器，其反相输入端与微电流放大电路50的输出端相连，同相输入端与阈值Vth1相连，输出端与发光二极管710A相连。610B表示第二比较器，其同相输入端与微电流放大电路50的输出端相连，反相输入端与阈值Vth2相连，输出端与发光二极管710B相连，在第二比较器602的输出端与发光二极管710B之间连接有一个截止电路630，该电路由三极管T1，稳压管D1和电阻r构成。此外，第一和第二阈值Vth1和Vth2由同一分压网络620产生，该分压网络由一个稳压管D2和与其并联连接的一组串联分压电阻构成。检测时，由微电流放大电路50输出的信号I2在比较器610A的反相输入端和610B的同相输入端产生一个输入电压U2，通过图中的电路分析可知，当Vth1＜U2＜Vth2时，比较器610A的输出为负，610B的输出也为负，两个发光二极管均发光，表示U2在正常值范围内;当U2＜Vth1时，610A的输出为正，610B的输出为负，710A不发光，710B发光;当U2＞Vth2时，610A输出为负，610B输 出为正，710A发光，710B不发光。通过调整电路参数，可使Vth1与检测到的微电流值I1＝10-8安培量级相对应，Vth2对应于I1＝10-6安培量级，由以上电路可分别显示出I1＜10-8安培量级（710A不亮，710B亮），10-8＜I1＜10-6安培量级（710A和710B均发光）;和10-6A＜I1（710A发光，710B不发光）。这样，就实现了对检测到的微电流信号的定性显示，并以10-8-10-6安培量级作为微电流的正常值范围。当检测装置开路I2＝0时，U2＝0，610A的输出为正，610B的输出为负饱和输出，这时截止电路630中的稳压管D1导通，电阻r上产生的压降又使三极管T1饱和导通，而发光二极管710B被截止。这样，当U2＝0时，两个发光二极管710A和710B均不发光，因此不会在开路时产生错误的显示信号。

由图11的电路可见，由于其中的输出信号只是定性地显示测量结果，因而对电路的要求大大降低，使电路极大地简化，并显著降低了成本，该装置可由病人随身携带，并用于日常的保健和治疗中，另外，由于该实施方案中未采用阶跃激励信号和采样保持电路，因此，使用者可在皮肤上连续滑动检测电极，直至显示出异常值，这就使其可用于寻找特殊的穴位。

参见图12，所示为本发明的检测装置的检测电极对皮肤穴位的压力与环境温度和湿度之间的关系图，如上文所述，当检测电极的探针对皮肤的压力不同时，会对测量的精确性造成一定的影响。另一方面，由于环境的温度和湿度不同，会影响皮肤毛细血管的血流量，从而影响皮肤电阻，因此也会影响测量的精确性。本发明的装置可通过调整探针对皮肤穴位的压力来补偿温度和湿度变化造成的影响，对于本发明的装置 压力与温度间的关系在图12中示出，其中横座标为温度，单位是摄氏度（℃），纵座标为压力，单位是克。图中曲线2对应于较低温度，当相对湿度增加20%左右时，压力应相应地减少20克左右，本发明的装置是通过调整图10中的可调整筒209的位置改变探针201可伸缩的距离，由于弹簧204的压力与其压缩的距离成正比，因此，可定量地调整探针对穴位的压力，为了便于使用者调整，可在可调套筒209根据图12的曲线刻上每一位置所对应的温度。

应当指出，除了图10中所示的检测电极外，本发明的检测装置也可用针灸针作为检测电极和/或参考电极。这样，就方便了针灸医生用本发明的装置进行疾病的诊断和疗效的监测。在使用毫针作为检测电极和/或参考电极时，由于这种刺入式电极已排除了皮肤电阻对检测的影响，可将图1和图4中激励信号发生电路产生的激励电压相应地调整为0.5伏左右，这时测量的结果可以基本上保持不变。

以上已结合附图详细说明了本发明的生物电信号检测装置的工作原理和结构，毫无凝问，对于本领域内的熟练人员，无须背离本发明的实质和原理，即可对上述实施方案作出多种修改和变换，因此，以上实施方案仅可作为帮助理解和说明本发明的范例。本发明的保护范围只取决于专利申请的权利要求书。