JP2000316829A

JP2000316829A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2000316829A
Application number: JP11129078A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 1999-05-10
Filing date: 1999-05-10
Publication date: 2000-11-21

Abstract

(57)【要約】【課題】量子化誤差を減少させ、ハードウエアの非同
期ノイズが存在する場合でも、信号のＳＮ比を増大させ
ることができる電気特性測定装置を提供する。【解決手段】本発明による装置１００は、ＣＰＵ１０
と、Ｍ系列発生器１１と矩形波発生器１２と、時分割器
１３と、アナログフィルタ１４と、電圧差動増幅器１８
と、電流増幅器１５と、アナログフィルタ１６，１９
と、Ａ／Ｄ変換器１７，２０と、から構成されている。
この構成により、電気信号を時分割し、周期の異なった
複数の系列の信号を出力させ、Ａ／Ｄ変換器で変換され
た信号をこの系列の信号の一つの周期で同期加算を行う
ので、量子化誤差が減少して、ハードウエアの非同期ノ
イズが存在する場合でも、信号のＳＮ比を増大させるこ
とができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は、生体電気インピ
ーダンス法に基づいて、被験者の体脂肪の状態や体水分
分布を推計するのに有用な電気特性測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】本発明者は、かつて生体電気インピーダ
ンス測定装置として、Ｍ系列信号を使用した装置を出願
した（特開平１０−１４８９８号公報）。その発明では
４端子Ａ／Ｄコンバートされた信号をフーリエ変換する
ことにより、多くの周波数での生体電気インピーダンス
を測定して細胞の内外の水分量情報を算出している。こ
の装置では明細書には記載していないが、信号のＳＮ比
を向上させるため、Ｍ系列信号を多数回出力させ、各信
号の同期加算を行っている。

【０００３】以下、その従来技術を説明する。近年、人
間や動物の身体組成を評価する目的で、生体の電気特性
に関する研究が行われている。生体の電気特性は、組織
又は臓器の種類によって著しく異なっており、例えば、
ヒトの場合、血液の電気抵抗率は１５０Ω・ｃｍ前後で
あるのに対して、骨や脂肪の電気抵抗率は１〜５ｋΩ・
ｃｍもある。この生体の電気特性は、生体電気インピー
ダンスと呼ばれ、生体の体表面に装着された複数の電極
間に微小電流を流すことにより測定される。このように
して得られた生体電気インピーダンスから披験者の体水
分分布や体脂肪率、体脂肪量を推計する方法を生体電気
インピーダンス法という（「身体組成の評価法としての
生体電気インピーダンス法」,Baumgartner, R.N., etc.
著、「生体電気インピーダンスとその臨床応用」,医用
電子と生体工学,金井寛著,20(3) Jun 1982、「インピー
ダンス法による体肢の水分分布の推定とその応用」,医
用電子と生体工学,波江野誠等著,23(6) 1985、「インピ
ーダンス法による膀胱内尿量の長時間計測」,人間工学,
口ノ町康夫等著,28(3) 1992等参照）。

【０００４】生体電気インピーダンスは、生体中のイオ
ンによって搬送される電流に対する生体の抵抗（レジス
タンス）と、細胞膜、組織界面、あるいは非イオン化組
織によって作り出される様々な種類の分極プロセスと関
連したリアクタンスとから構成される。リアクタンスの
逆数であるキャパシタンスは、電圧よりも電流に時間的
遅れをもたらし、位相のズレ（フェーズシフト）を作り
出すが、この値はレジスタンスに対するリアクタンスの
比率の逆正接角（アークタンジェント）、すなわち、電
気位相角として幾何学的に定量できる。

【０００５】これら生体電気インピーダンスＺ、レジス
タンスＲ、リアクタンスＸ及び電気位相角φは、周波数
に依存している。非常に低い周波数ｆLでは、細胞膜と
組織界面の生体電気インピーダンスＺは、電気を伝導す
るには高すぎる。したがって、電気は細胞外液を通して
のみ流れ、測定される生体電気インピーダンスＺは純粋
にレジスタンスＲである。

【０００６】次に、周波数が増加するにつれて、電流は
細胞膜を貫通するようになり、リアクタンスＸが高くな
って位相角φを広げることになる。生体電気インピーダ
ンスＺの大きさは、Ｚ²＝Ｒ²＋Ｘ²によって定義される
ベクトルの値に等しい。リアクタンスＸ及び位相角φが
共に最大になる時の周波数を臨界周波数ｆcといい、伝
導導体である生体の１つの電気特性値である。この臨界
周波数ｆcを越えると、細胞膜と組織界面が容量性能力
を失うようになり、これにつれてリアクタンスＸが減少
する。非常に高い周波数ｆHでは、生体電気インピーダ
ンスＺは、再び純粋にレジスタンスＲと等価になる。

【０００７】図６は、人体の電気的等価回路図（等価回
路モデル）である。この図において、Ｃmは細胞膜容量
を表し、Ｒi及びＲeはそれぞれ細胞内液抵抗及び細胞外
液抵抗を表している。低い周波数ｆLにおいては、電流
は主に細胞外スペースを流れており、インピーダンスＺ
は細胞外液抵抗Ｒeに等しくなる。高い周波数ｆHにおい
ては、電流は細胞膜を完全に通るようになり、細胞膜容
量Ｃmは、実質的に短絡されているのと等価である。し
たがって、高い周波数ｆHでのインピーダンスＺは、合
成抵抗Ｒi・Ｒe／(Ｒi＋Ｒe）に等しい。

【０００８】以上説明した方法により、細胞内液抵抗Ｒ
iと細胞外液抵抗Ｒeとを求めることができ、これらに基
づいて、被験者の体脂肪率、脂肪重量、除脂肪体重等の
体脂肪の状態や体水分分布（細胞内液量、細胞外液量及
びこれらの総和たる体内水分量）を推計でき、また、こ
れらの抵抗Ｒe,Ｒiの変化により、体水分分布の変化を
推計できる。このような各パラメータの測定・推計を任
意に選択された複数の周波数の微小正弦波電流を生体に
投入し、得られた信号をデジタル信号処理して行う生体
電気インピーダンス測定装置としては、特表平６−５０
６８５４号公報に記載のものが知られている。

【０００９】まず、呼吸の影響について説明する。上述
したように、脂肪の抵抗率は著しく大きいことが知られ
ているが、空気の電気インピーダンスも著しく大きい。
生体電気インピーダンスは、上述したように、人体の体
表面に装着された複数の電極間に微小電流を流すことよ
り測定されるが、電極は、通常、被験者の右手と右足に
それぞれ取り付けられるため、電流が右腕→右上半身→
右下半身→右足と流れ、空気が多く含まれている右上半
身（右肺）を通過している。

【００１０】生体電気インピーダンスは細胞膜容量Ｃm
（図６参照）の影響を受けるが、この容量Ｃmが呼吸に
よって変化する。また、生体電気インピーダンスは、血
行動態や代謝能等と関係しており、血流量との間にも密
接な関係がある。すなわち、身体の血流量は、体内水分
量の一部であり、心臓の拡張、収縮に応じて変化する。
一方、生体電気インピーダンスは、身体の水分量に応じ
て変化する。したがって、心臓の拡張、収縮に応じて変
化する血流量を考慮して、生体電気インピーダンスを測
定しなければならない。

【００１１】しかしながら、上述した生体電気インピー
ダンス測定装置では、生体電気インピーダンスと血流量
との間に密接な関係があるにもかかわらず、血流量を考
慮して測定していないため、脈の影響を受けている。そ
こで、脈や呼吸の影響を低減するために、脈や呼吸の周
期よりも長い間連続して生態電気インピーダンスを測定
することが考えられるが、たとえ微小電流（例えば、３
００μＡ）とはいえ、長時間（例えば、１ｓｅｃ以上）
連続して人体に電流を流した場合、人体に悪影響を及ぼ
す恐れがある。つまり、正弦波信号を用いた場合には、
正確な生体電気インピーダンスや体脂肪量、体内水分量
を測定できないという問題があった。

【００１２】以上の問題を解決するためには、脈や呼吸
の影響を受けないような非常に短い時間で生体電気イン
ピーダンスを測定する必要があるが、このために、正弦
波の微小電流の代わりに多くの周波数成分を含んだイン
パルス状の微小電流を用いることが考えられる。しかし
ながら、この方法では、極短時間（例えば、０.１μｓ
ｅｃ程度）に電気エネルギーを集中させるため、高電圧
を発生する回路が必要になるためばかりか、たとえ極短
時間であっても非常に大きなエネルギーが人体に投入さ
れるので、やけど等の損傷ないし場合によっては生命の
危険が生じてしまうため、実用的ではない。

【００１３】このため、前記発明では、被験者の体にＭ
系列符号信号からなるプローブ電流を流し、流れる電流
と電極間の電圧とを検出し、それぞれをフーリエ変換し
て、周波数毎の電圧値に変換し、変換結果に基づいて生
体の部位間の生体電気インピーダンス等を算出し、生体
電気インピーダンス等を表示している。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】しかし、この従来技術
ではハードウェアの出力信号に同期しないノイズがＡ／
Ｄ変換器の１ビットより大きく存在しているときは、加
算平均を取ることにより、量子化誤差（１ビット分）と
非同期ノイズの両方が減少するが、非同期ノイズが小さ
い場合は、量子化誤差が減少せず、測定値に重大な悪影
響を及ぼす。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明の電気特性測定装
置は、周期が異なる複数の符号系列信号を含む測定信号
を発生する信号発生器と、被測定物からの応答信号を前
記符号系列信号の少なくとも１つの周期で同期加算して
前記被測定物の電気特性を測定する演算手段と、を備え
るものである。

【００１６】また、前記信号発生器は、周期Ｔ＊(２ⁿ−
１) ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号と、周期Ｔ＊
Ｎ＝２＊Ｗで（Ｎは２以上の整数）最初のＷ期間が１で
残りのＷ期間が０である信号と、を時分割で発生し、前
記演算手段は、前記Ｍ系列信号に同期した加算をＮ回行
うことで、Ｍ系列信号の長所を生かした測定をすること
ができる。

【００１７】さらに、本発明は、周期が異なる複数の符
号系列信号を含む測定信号を生成し、生成した測定信号
を被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に
導電可能に付けた第１及び第２の電極を介して被験者の
体に投入するための測定信号供給手段と、前記被験者の
体に投入された前記測定信号の電流値を測定するための
電流測定手段と、前記被験者の体の互いに隔たる所定の
２箇所の表面部位に導電可能に付けた第３及び第４の電
極を介して被験者の体の所定の表面部位間に生じる電圧
値を測定するための電圧測定手段と、前記電流測定手段
及び電圧測定手段によってそれぞれ測定された電流値及
び電圧値を前記符号系列信号の少なくとも１つの周期毎
に一時記憶するための記憶手段と、該記憶手段に記憶さ
れた電流値及び電圧値により前記生体の前記部位間の生
体電気インピーダンスを算出し、求めるべき生体電気イ
ンピーダンス又は生体電気インピーダンスに基づく物理
量を算出する演算手段と、該演算手段によって算出され
た結果を出力する出力手段とを備えるものである。

【００１８】

【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施の形態を図
面を参照して詳細に説明する。本発明を生体電気インピ
ーダンス測定装置に用いた場合について詳細に説明す
る。図１は、この測定装置の電気的構成を示すブロック
図である。この例の生成電気インピーダンス測定装置
は、図１及び図２に示すように、被験者の体Ｂにプロー
ブ電流Ｉaを測定信号として送出し、これにより、被験
者の体Ｂから得られる電圧電流情報をデジタル処理す
る。ＣＰＵ（中央演算処理装置）１０は、装置各部を制
御すると共に、人体の生体電気インピーダンスや体脂
肪、体内水分分布に関する各種数量を算出する。このＣ
ＰＵ１０には、処理プログラムを記憶するＲＯＭや、各
種データ（例えば、被験者の身長、体重、性別、細胞外
液や細胞内液の量等）を一時記憶するデータ領域及びＣ
ＰＵ１０の作業領域が設定されるＲＡＭ等が接続され
る。

【００１９】また、Ｍ系列発生器１１は、１.２５ＭＨ
ｚで作動する周期５１１（＝２⁹−１）のＭ系列信号を
発生する。矩形波発生器１２は、周期（３２／１.２５
ＭＨｚ）のデューティー５０％の矩形波を発生する。時
分割器１３は、１ビットの測定信号をある一定時間で時
分割する。さらに、アナログフィルタ１４と、身体の所
定の部位に貼り付けられる電極Ｈcと、同じく身体の所
定の部位に張り付けられる電極Ｈp,Ｌp,Ｌcと、電圧差
動増幅器１８と、電流増幅器１５と、アナログのアンチ
エリアシングフィルタからなるフィルタ１６，１９及び
Ａ／Ｄ変換器１７，２０とから構成されている。ＣＰＵ
１０にはこの変換器１７，２０からの出力信号を記憶す
るサンプリングメモリが接続される。

【００２０】またこの他に、測定者が測定開始を指示す
るための測定開始スイッチや、被験者の身長、体重、性
別および年齢等の人体的特徴項目を入力したり、全測定
時間や測定間隔等を測定目的に応じて設定／設定変更す
るための各種キーから構成されているキーボードや、Ｃ
ＰＵ１０により算出された被験者の体の生体電気インピ
ーダンスや体脂肪、体内水分分布に関するデータを表示
する表示部を設けることもできる。

【００２１】ここでＭ系列信号について説明する。Ｍ系
列信号は、スペクトラム拡散通信方式やスペクトラム拡
散測距システムにおいて、一般的に用いられる符号信号
であって、ある長さのシフトレジスタ又は遅延素子によ
って生成される符号系列のうち、最長のものをいう。長
さが（２ⁿ−１）ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号
を生成する２値のＭ系列発生器１１は、ｎ段のシフトレ
ジスタと、そのｎ段の状態の論理的結合をシフトレジス
タの入力に帰還する論理回路（排他的論理回路）とから
構成される。あるサンプル時刻（クロック時刻）におけ
るＭ系列発生器１１の出力及び各段の状態は、直前のサ
ンプル時刻における帰還段の出力の関数である。なお、
この実施の形態では、シフトレジスタが８段（ｎ＝８）
のＭ系列発生器１１を用いている。

【００２２】「発明が解決しようとする課題」の欄で説
明したように、インパルス信号を用いた場合には少ない
時間間隔（０.１μ秒）にエネルギーが集中するのに対
して、Ｍ系列信号を用いたプローブ電流は、多くの周波
数成分を含むにもかかわらず１ｍｓｅｃ程度にエネルギ
ーが分散するため、生体を損傷することなく、また、脈
や呼吸の周期より十分に短い時間間隔で発生するので、
これらの影響を受けることもない。さらに、例えば、デ
ューティ５０％の矩形波信号の場合、周波数スペクトル
の振幅は低周波では大きく、高周波で小さいので、ＳＮ
比の周波数特性が高周波領域で劣化するのに対して、Ｍ
系列信号は、周波数スペクトルの振幅が全周波数領域に
わたって略フラットであるので、ＳＮ比の周波数特性も
略フラットである。なお、Ｍ系列信号の詳細について
は、R.C.Dixon 著、「スペクトラム拡散通信方式」（ｐ
５６〜ｐ８９）を参照されたい。

【００２３】図２に、信号線ａ〜ｆの信号を示す。この
図でａは１.２５ＭＨｚで動作する周期（５１１（＝２⁹
−１）／１.２５ＭＨｚ）のＭ系列信号であり、ｂは周
期（３２／１.２５ＭＨｚ）のデューティ５０％の矩形
波である。また、ｃは０.８μｓｅｃ＝１／１.２５ＭＨ
ｚを４等分し、初めの３つの時間（０.６μｓｅｃ）は
ａを、後の０.２μｓｅｃはｂを出力するように信号を
時分割器１３で切り替える制御信号であり、ｄはその出
力信号である。

【００２４】また、ｅ，ｆは受信器の電圧、電流に関す
る出力信号であり、この信号がＡ／Ｄ変換される。Ａ／
Ｄ変換のサンプリング周期は２.５ＭＨｚであり、分解
能は８bitである。このＡ／Ｄ変換信号を時系列的に５
１１×２×３２＝３２７０４個のメモリ（図１には図示
していない）に蓄積する（電圧、電流データに対応して
ｄv(ｉ),ｄi(ｉ) （ｉ＝０〜32703）とする。ここでｉ
はｉ番目に変換されたデータを示す）。ＣＰＵはＭ系列
に対応して同期加算を行っている。

【００２５】すなわち同期加算値をＤv(ｎ),Ｄi(ｎ)
（ｎ＝０〜1021）とすると、Ｄv(ｎ)＝Σｄv(２＊511＊ｍ＋ｎ) Ｄi(ｎ)＝Σｄi(２＊511＊ｍ＋ｎ) となる。ここで和の
記号Σはｍ＝０〜31まで和をとるものとする。このあと
Ｄv(ｎ),Ｄi(ｎ) をフーリエ変換し、電圧と電流の比を
求める事により、生体のインピーダンスを求める事がで
きる。また、先行文献特開平１０−１４８９８号公報に
示すような校正の操作を行ってもよい。

【００２６】次に測定信号処理について説明する。図３
は、本実施の形態の生体電気インピーダンス測定装置の
使用の状態を模式的に示す図である。高電位出力端子Ｈ
pは、被験者の右の手甲部Ｈに吸着方式により、導電可
能に貼り付けられ、一方、表面電極Ｌpは、右の足甲部
Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。

【００２７】図１に示す電圧差動増幅器１８は、２つの
表面電極Ｈpと表面電極Ｌpと間の電位（電位差）を検出
する。すなわち、電圧差動増幅器１８は、上記プローブ
電流Ｉaが被験者の体Ｂに投入されると、被験者の右手
足間の電圧Ｖpを検出し、アナログフィルタ１９へ入力
することになる。この電圧Ｖpは、表面電極Ｈpと表面電
極Ｌpとの間における被験者の体Ｂの生体電極インピー
ダンスによる電圧降下である。

【００２８】アナログフィルタ１９は、上記電圧Ｖpか
ら高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変圧器２０へ供給す
る。アナログフィルタ１９のカットオフ周波数は、Ａ／
Ｄ変換器２０のサンプリング周波数の半分より低い。こ
れにより、Ａ／Ｄ変換器２０によるＡ／Ｄ変換処理で発
生する折り返し雑音が除去される。Ａ／Ｄ変換器２０
は、ＣＰＵ１０からのデジタル変換信号が供給される度
に、上記ノイズが除去された電圧Ｖpを所定のサンプリ
ング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電
圧Ｖpをサンプリング周期毎にサンプリングメモリに供
給する。

【００２９】電流増幅器１５においては、電極Ｈc,Ｌc
が張り付けられた右手足の間を流れるプローブ電流Ｉa
が検出され、電圧Ｖcに変換された後、アナログフィル
タを経てＡ／Ｄ変換器１７へ供給される。このとき、Ｃ
ＰＵ１０からは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器１
７，２０に対してデジタル変換信号が供給される。Ａ／
Ｄ変換器１７では、デジタル変換信号の供給を受ける度
に、電圧Ｖcをデジタル信号に変換し、サンプリングメ
モリへ供給する。サンプリングメモリは、デジタル化さ
れた電圧Ｖcを順次記憶する。

【００３０】ＣＰＵ１０は、ＲＯＭに記憶された処理プ
ログラムに従って、測定を開始し、所定のサンプリング
周期で、検出電圧Ｖp,Ｖcを所定の回数サンプリングし
た後、測定を停止する制御を行う他、以下の処理を行
う。すなわち、ＣＰＵ１０は、まず、サンプリングメモ
リに格納された時間の関数である電圧Ｖp,Ｖcを逐次読
み出してそれぞれフーリエ変換処理により、周波数の関
数である電圧Ｖp(ｆ),Ｖc(ｆ) （ｆは周波数）に変換し
た後、平均化を行い、周波数毎の生体電気インピーダン
スＺ(ｆ)｛＝Ｖp(ｆ)／Ｖc(ｆ)｝を算出する。

【００３１】次に、ＣＰＵ１０は、得られた周波数の生
体電気インピーダンスＺ(ｆ) に基づいて、最小二乗法
の演算手法を駆使して、図５に示されるようなインピー
ダンス軌跡Ｄを求め、得られたインピーダンス軌跡Ｄか
ら、被験者の体Ｂの周波数０時の生体電気インピーダン
スＲ０と、周波数無限大時の生体電気インピーダンスＲ
∞とを算出し、算出結果から、被験者の体Ｂの細胞内液
抵抗と細胞外抵抗とを算出する。

【００３２】従来の技術の欄では、人体の組織内細胞を
単純な電気的等価回路（図６：Ｒeは細胞外液抵抗、Ｒi
kは各細胞の細胞内液抵抗、Ｃmkは各細胞の細胞膜容量
である）で表したが、実際の人体の組織では、色々な大
きさの細胞が不規則に配置されているので、実際に近い
電気的等価回路は、時定数τ＝Ｃmk・Ｒikを有する容量
と抵抗との直列接続素子が分布している分布定数回路で
表される。したがって、この実施の形態では、実際に近
い電気的等価回路を採用して細胞内液抵抗と細胞外液抵
抗とを求めることとしたので、人体のインピーダンス軌
跡Ｄは、図５に示すように中心が実軸より上がった円弧
となる。

【００３３】次に算出された細胞内液抵抗と細胞外液抵
抗、及びキーボード１から入力された被験者の身長、体
重、性別及び年齢等の人体特徴データ等に基づいて、予
め処理プログラムの中に組み込まれてある身体組成推定
式を駆使して、被験者の体Ｂの細胞内液抵抗、細胞外液
抵抗、体脂肪率、脂肪重量、除脂肪体重、脂肪内液量、
細胞外液量及びこれらの総和たる体内水分量（体液量）
の各量を算出する。そして、算出された各データを表示
コントローラと表示器（例えば、ＬＣＤ）とからなる表
示部に表示する。

【００３４】上記構成の生体電気インピーダンス測定装
置１００を用いる場合には、まず、測定に先だって、図
２に示すように、２個の表面電極Ｈc,Ｈpを被験者の右
の手甲部Ｈに、２個の表面電極Ｌp,Ｌcを被験者の右の
足甲部Ｌにそれぞれ吸着方式により張り付ける（このと
き、表面電極Ｈc,Ｌcを、表面電極Ｈp,Ｌpよりも人体の
中心から遠い部位に張り付ける）。次に、測定者（又は
被験者自身）が、生体電気インピーダンス測定装置１０
０のキーボードを用いて、被験者の身長、体重、性別及
び年齢等の人体特徴項目を入力するとともに、測定開始
から測定終了までの全測定時間や測定間隔等を設定す
る。キーボードから入力されたデータ及び設定値は、Ｒ
ＡＭに記憶される。

【００３５】次に、測定者（又は被験者自身）が、キー
ボードの測定開始スイッチをオンにすると、ＣＰＵ１０
は、まず、所定の初期設定を行った後、Ｍ系列発生器１
１，矩形波発生器１２に信号発生指示信号を送出する。
Ｍ系列のプローブ電流Ｉaを所定回数繰り返し生成し、
測定信号として、アナログフィルタ、図示せぬ同軸ケー
ブルを介して、被験者の手甲部Ｈに張り付けられた表面
電極Ｈcから被験者の体Ｂを流れ、最初の測定が開始さ
れる。

【００３６】ＣＰＵ１０は、プローブ電流（測定信号）
Ｉaの繰返回数が、予め設定された回数に達すると、測
定を停止する制御を行った後、まず、サンプリングメモ
リに格納された、時間の関数である電圧Ｖp,Ｖcを逐次
読み出してそれぞれフーリエ変換処理により、周波数の
関数である電圧Ｖp(ｆ),Ｖc(ｆ) （ｆは周波数）に変換
し、これら電圧Ｖp(ｆ),Ｖc(ｆ) 基づいて、最小二乗法
の演算手段により、カーブフィッテイングを行い、図５
に示されるようなインピーダンス軌跡Ｄを求め、得られ
たインピーダンス軌跡Ｄから、被験者の体Ｂの周波数０
時の生体電気インピーダンスＲ０と、周波数無限大時の
生体電気インピーダンスＲ∞（インピーダンス軌跡Ｄの
円弧がＸ軸と交わる点のＸ座標値に相当）とを算出し、
算出結果から被験者の体Ｂの細胞内液抵抗と細胞外液抵
抗とを算出する。ちなみに従来技術で得られたインピー
ダンス軌跡Ｄを図４に示す。

【００３７】そして、ＣＰＵ１０は、算出された細胞内
抵抗とを細胞外抵抗、及びキーボードから入力された被
験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴データ等
に基づいて、予め処理プログラムの中に組み込まれてあ
る身体組成推定式を駆使して、被験者の体Ｂの細胞内
液、細胞外液、体脂肪率、脂肪重量、除脂肪体重、細胞
内液量、細胞外液量及びこれらの総和たる体内水分量
（体液量）の各量を算出する。そして、算出された各デ
ータを表示する。

【００３８】次に、ＣＰＵ１０は、全測定時間が経過し
たか否かを判断し、経過したとの結論が得られれば、以
後の測定処理を終了し、経過していなければ、測定間隔
に相当する時間が経過するのを待った後、再び同様の測
定処理を開始する。そして、上述の処理を、全測定時間
が経過するまで繰り返す。

【００３９】このように、この例の構成によれば、プロ
ーブ電流Ｉaとして、多くの周波数成分を含むにもかか
わらず１ｍｓｅｃの程度にエネルギーが分散し、しか
も、１ビットの電気信号をある一定時間で分割し、周期
の異なった複数の系列の信号を出力させ、Ａ／Ｄ変換器
で変換された信号をその系列の信号の一つの周期で周期
加算を行うので、体脂肪の状態や体内水分の分布の測定
において、生体を損傷することもなく、また、呼吸や脈
による影響を取り除くことができ、量子化誤差が減少し
て、ハードウエアの非同期ノイズが存在する場合でも信
号のＳＮ比が増大する。さらに、測定信号は、シフトレ
ジスタ及び複数個の論理回路のみから生成でき、構成が
非常に簡単になる。

【００４０】また、最小二乗法によるカーブフィティン
グの手法を用いて、周波数無限大時の生体電気インピー
ダンスが求められるので、浮遊容量や外来ノイズの影響
を回避でき、細胞膜の容量成分を含まず、純粋な細胞外
液抵抗と細胞内液抵抗とを求めることができる。以上、
この発明の実施の形態を図面を参照して詳述してきた
が、具体的な構成はこれらの実施の形態に限られるもの
ではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計の変
更等があってもよい。

【００４１】例えば、算出する生体電気パラメータは、
生体電気インピーダンス、インピーダンス軌跡、細胞外
液抵抗及び細胞内液抵抗に限らず、生体電気アドミッタ
ンス、アドミッタンス軌跡、上記生体電気インピーダン
ス又は生体電気アドミッタンス、細胞外液抵抗及び細胞
内液抵抗等の時間的変化量並びにこれらの一部であって
もよく、このようにすれば、体脂肪率等の測定だけでは
なく、各種医療制度（例えば、透析の状態測定）への適
用が期待できる。また電極の取付箇所は、手や足には限
定されない。

【００４２】また、Ｍ系列発生器を構成するシフトレジ
スタや論理回路は、ハードウエア構成であると、ソフト
ウエアである構成とを問わない。また、上述の実施の形
態では、アナログフィルタ１６，１９およびＡ／Ｄ変換
器１７，２０とを用いたが、これらに代えて、縦続接続
された１組のアナログフィルタ及びＡ／Ｄ変換器または
１個のＡ／Ｄ変換器と、その入力端と出力端とに取り付
けられた切り替えスイッチとを設けてもよい。これによ
り、少なくともＡ／Ｄ変換器を１個にすることができ、
構成をさらに簡単にできる。

【００４３】さらに、上述の実施の形態では、人体特徴
項目として、被験者の身長、体重、性別及び年齢を入力
する場合について述べたが、必要に応じて、性別、年齢
等を省略してもよく、あるいは、人種等の項目を付加し
ても良い。算出された人体の生体電気パラメータをプリ
ンタに出力するようにしてもよい。さらに、脈波センサ
や呼吸の周期を検出できるセンサを人体に貼り付け、各
センサの出力信号により、測定タイミングを設定するよ
うにしてもよい。

【００４４】

【発明の効果】以上説明したように、この発明の電気特
性測定装置によれば、測定信号として、多くの周波数成
分を含むにもかかわらず、瞬時ではあるが、１ビットの
電気信号をある一定時間で時分割し、周期の異なった複
数の系列の信号を出力させ、Ａ／Ｄ変換器で変換された
信号をこの系列の信号の一つの周期で同期加算を行うの
で、被測定物、特に、生体にとっては危険がない程度に
エネルギーが分散し、しかも、周波数スペクトルの振幅
が全周波数領域にわたって、略フラットである最長線形
符号信号を用いることで、体脂肪量や対内水分量の測定
において、生体を損傷することなく、量子化誤差が減少
して、ハードウエアの非同期ノイズが存在する場合で
も、信号のＳＮ比が増大する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態である生体電気インピー
ダンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。

【図２】信号線上に現れる信号を表す図である。

【図３】本実施の形態の生体電気インピーダンス測定装
置の使用の状態を模式的に示す図である。

【図４】従来技術による人体のインピーダンス軌跡を示
す図である。

【図５】本実施の形態による人体のインピーダンス軌跡
を示す図である。

【図６】人体の組織内細胞を表す電気的等価回路図であ
る。

【符号の説明】

１０ＣＰＵ（演算手段）１１Ｍ系列発生器（信号発生器の一部）１２矩形波発生器（信号発生器の一部）１３時分割器（信号発生器の一部）１４アナログフィルタ１５電流増幅器１６アナログフィルタ１７Ａ／Ｄ変換器１８電圧差動増幅器１９アナログフィルタ２０Ａ／Ｄ変換器Ｈc、Ｈp、Ｈc、Ｈp 表面電極

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】周期が異なる複数の符号系列信号を含む
測定信号を発生する信号発生器と、被測定物からの応答
信号を前記符号系列信号の少なくとも１つの周期で同期
加算して前記被測定物の電気特性を測定する演算手段
と、を備えることを特徴とする電気特性測定装置。
【請求項２】前記信号発生器は、周期Ｔ＊(２ⁿ−１)
ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号と、周期Ｔ＊Ｎ＝
２＊Ｗで（Ｎは２以上の整数）最初のＷ期間が１で残り
のＷ期間が０である信号と、を時分割で発生し、前記演
算手段は、前記Ｍ系列信号に同期した加算をＮ回行うこ
とを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。
【請求項３】周期が異なる複数の符号系列信号を含む
測定信号を生成し、生成した測定信号を被験者の体の互
いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けた
第１及び第２の電極を介して被験者の体に投入するため
の測定信号供給手段と、前記被験者の体に投入された前
記測定信号の電流値を測定するための電流測定手段と、
前記被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位
に導電可能に付けた第３及び第４の電極を介して被験者
の体の所定の表面部位間に生じる電圧値を測定するため
の電圧測定手段と、前記電流測定手段及び電圧測定手段
によってそれぞれ測定された電流値及び電圧値を前記符
号系列信号の少なくとも１つの周期毎に一時記憶するた
めの記憶手段と、該記憶手段に記憶された電流値及び電
圧値により前記生体の前記部位間の生体電気インピーダ
ンスを算出し、求めるべき生体電気インピーダンス又は
生体電気インピーダンスに基づく物理量を算出する演算
手段と、該演算手段によって算出された結果を出力する
出力手段とを備えることを特徴とする電気特性測定装
置。