JP2001128949A

JP2001128949A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2001128949A
Application number: JP31124499A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井; Isao Ishida; 伊佐雄石田; Kazutoshi Yamazaki; 和俊山崎
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 1999-11-01
Filing date: 1999-11-01
Publication date: 2001-05-15

Abstract

(57)【要約】【課題】シグナルグランド電位がフレームグランド
（アース大地）に対して変動する場合であっても、簡単
な構成ながら一段と安全正確に生体電気インピーダンス
を測定でき、体脂肪や体水分分布の状態の測定に用いて
好適な電気特性測定装置を提供する。【解決手段】本発明による測定装置１００は、２重シ
ールド線により構成された同軸構造を持つ４本の測定用
ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄによって各表
面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃと接続されており、測定
用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄは、中心か
ら、信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ、シグナル
グランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ、フレーム
グランド線１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄとを備え、
シグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ
は、測定装置１００内の各回路のグランドレベル（ＧＮ
Ｄ）に接続し、フレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１
３ｃ，１３ｄは、測定装置１００のケースのグランドに
接続する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、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被験者の体水
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−
５０６８５４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】また、前記発明では、生体に電流を流し、
体の表面部位間につけられた電極と対応する回路を接続
する電圧測定ケーブルは、同軸ケーブルで接続される
が、同軸ケーブルのシールド部はシグナルグランドによ
ってシールドされている。また、上記シールド部は、電
流供給端子と電流引き込み端子の中間の電位に保持され
ており、この中間の電位にケーブルのシールドが接続さ
れたものをシールドドライブと呼んでいる。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】しかし、この従来技術
では、シグナルグランド電位がフレームグランド（アー
ス大地）に対して変動する場合はインピーダンスの測定
値にその影響が出たり、シグナルグランドから不要な電
磁波を放射することがあり、他の電気器具に影響を及ば
すことがある。

【００１６】特に、装置の中に搭載したＣＰＵ等のデジ
タル回路は高い周波数信号処理を行うために、シグナル
グランドがその影響を受け、アース大地に関して高い周
波数の電圧変動を受ける。すると、ケーブルに取り付け
られたシグナルグランドが電圧変動をおこし、長いケー
ブルがアンテナとなって不要な電磁波を放射し、他の電
気器具に影響を及ぼす。また、このような高周波のシグ
ナルグランド変動は、測定値に与える影響は少ないが、
測定精度を高める上では除去されることが望ましい。

【００１７】また、もしケーブルのシールド線をフレー
ムグランドへ接続した場合は信号ラインにフレームグラ
ンド、シグナルグランド間の電圧が加わり、アンプの飽
和等の好ましくない現象を引き起こす。本発明は、この
ような課題に鑑みてなされたものであって、シグナルグ
ランド電位がフレームグランド（アース大地）に対して
変動する場合であっても、簡単な構成ながら一段と安全
正確に生体電気インピーダンスを測定でき、体脂肪や体
水分分布の状態の測定に用いて好適な電気特性測定装置
を提供することを目的としている。

【００１８】

【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、測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測
定信号を被験者の体まで導く第１ケーブルと、前記第１
ケーブルの端部に設置され、被験者の体の所定の表面部
位に導電可能に付ける第１電極と、前記被験者の体に投
入された測定信号を受け、前記表面部位と隔たる所定の
表面部位に導電可能に付ける第２電極と、前記第２電極
からの測定信号を装置に戻す第２ケーブルと、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
能に付ける第３及び第４電極と、前記第３及び第４電極
で検出される信号をそれぞれ装置に戻す第３及び第４ケ
ーブルと、前記第３及び第４電極間で発生した電位差を
測定する電圧測定手段と、前記信号発生手段により前記
被験者の体に流した電流と前記電圧測定手段によって測
定された電圧値により生体の前記表面部位間の生体電気
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、を備える電気特性測定装置であっ
て、前記第１乃至第４のケーブルのうち、少なくともい
ずれか一つが、信号線と、前記信号線をシールドする第
１シールド線と、さらに、前記第１シールド線をシール
ドする第２シールド線とを備えることを特徴とする。

【００１９】また、前記第１シールド線は、装置内部の
回路のグランドレベルに接続し、前記第２シールド線
は、装置のフレームに接地するので、シグナルグランド
電位がフレームグランド（アース大地）に対して変動す
る場合であってもインピーダンスの測定値への影響や、
シグナルグランドからの不要な電磁波の放射を防止する
ことができる。この場合、単に、ケーブルのシールド線
をフレームグランドへ接続した場合は信号ラインにフレ
ームグランド、シグナルグランド間の電圧が加わり、ア
ンプの飽和等の好ましくない現象を引き起こすことが考
えられるが、本発明ではこのような不具合は発生しな
い。

【００２０】

【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に示すように、キーボード１と、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
理するための測定処理部２と、装置各部を制御すると共
に、測定処理部２の処理結果に基づいて人体の生体電気
インピーダンスや体脂肪、体内水分分布に関する各種数
量を算出するためのＣＰＵ（中央演算処理装置）３と、
このＣＰＵ３によって算出された被験者の体Ｂの生体電
気インピーダンスや体脂肪量、体内水分量等を表示する
ための表示部４と、ＣＰＵ３の処理プログラムを記憶す
るＲＯＭ５と、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ＣＰＵ３の作業領域が設定されるＲＡＭ
６とから概略構成されている。

【００２１】上記キーボード１は、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、性別及び年齢等の人体特徴項目を入力したり、全測
定時間Ｔや測定間隔ｔ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おり、キーボー
ド１から供給される各キーの操作データは、図示しない
キーコード発生回路でキーコードに変換されてＣＰＵ３
に供給される。

【００２２】また、上記測定処理部２は、ＰＩＯ（パラ
レル・インタフェース）７１、測定信号発生器７２、ロ
ーパスフィルタ（以下、ＬＰＦという）７３、カップリ
ングコンデンサ７４及び身体の所定の部位に貼り付けら
れる電極Ｈｃからなる出力処理回路と、同じく身体の所
定の部位に貼り付けられる電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌｃ、カッ
プリングコンデンサ８０ａ，８０ｂ，９０、差動増幅器
８１、Ｉ／Ｖ変換器（電流／電圧変換器）９１、アナロ
グのアンチエリアシングフィルタからなるＬＰＦ８２，
９２、Ａ／Ｄ変換器８３．９３及びサンプリングメモリ
（リングバッファ）８４，９４からなる入力処理回路と
から構成されている。

【００２３】測定処理部２において、測定信号発生器７
２は、出力抵抗が発生する信号周波数のすべての領域に
わたって１０ｋΩ以上であり、全測定時間Ｔの間、所定
の周期ｔで、ＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３から信号発生
指示信号が供給される度に、最長線形符号（maximal li
near codes）系列（Ｍ系列）のプローブ電流Ｉａを所定
回数繰り返し生成し、生成されたプローブ電流Ｉａを測
定信号として、その高周波のノイズを除去するＬＰＦ７
３及び被験者の体Ｂに直流分が流れないように除去する
カップリングコンデンサ７４を介して、表面電極Ｈｃに
送出する。プローブ電流Ｉａの値は、例えば、５００〜
８００μＡである。また、信号発生指示信号の供給周期
は、測定者がキーボード１を用いて設定した測定間隔ｔ
に一致する。さらに、この例では、プローブ電流（測定
信号）Ｉａの繰返回数は、信号発生指示信号１回当た
り、１〜２５６回である。この繰返回数も測定者がキー
ボード１を用いて任意に設定できるようにしてもよい。
繰返回数は、多いほど精度が高くなるが、微小電流とは
言え、長時間連続して人体に流した場合、人体に悪影響
を及ぼす虞があるので、１〜２５６回が好ましい。

【００２４】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
発生器を用いている。また、シフトレジスタのシフトク
ロックの周波数を２ＭＨｚに設定している。

【００２５】「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、
時間的に測定値を平均すれば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」（ｐ５６〜ｐ８９）を参照さ
れたい。

【００２６】図２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。
表面電極Ｈｃ（第１電極）は、測定時、被験者の右の手
甲部Ｈに導電可能に吸着方式により貼り付けられ、表面
電極Ｌｃ（第２電極）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。それゆえ、測定信号（プ
ローブ電流）Ｉａは、被験者の右手の部分から体Ｂに入
る。

【００２７】また、高電位出力端子Ｈｐ（第３電極）
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、表面電極Ｌｐ（第４電極）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。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貼り付ける。

【００２８】上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ
は、以下に詳述する測定用ケーブル１０によって生体電
気インピーダンス測定装置１００に接続されている。図
３は、本実施の形態の測定装置に用いられる測定用ケー
ブルの構成を示す図であり、図４は、この測定用ケーブ
ルの断面図である。

【００２９】図３及び図４において、測定用ケーブル１
０は、測定装置１００内の各回路と表面電極Ｈｐ，Ｌ
ｐ，Ｈｃ，Ｌｃを繋ぐ信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，
１１ｄと、中心導体である信号線１１ａ，１１ｂ，１１
ｃ，１１ｄを包むように絶縁体を介して設置された同軸
構造を持つシグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２
ｃ，１２ｄ（第１シールド線）と、さらにシグナルグラ
ンド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄを包むように絶
縁体を介して設置されたフレームグランド線１３ａ，１
３ｂ，１３ｃ，１３ｄ（第２シールド線）とから構成さ
れ、シグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２
ｄは、測定装置１００内の各回路のグランドレベル（Ｇ
ＮＤ）に接続され、フレームグランド線１３ａ，１３
ｂ，１３ｃ，１３ｄは、測定装置１００のケースのグラ
ンド（大地（アース）と同電位）に接続される。

【００３０】すなわち、測定用ケーブル１０は、各表面
電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃと測定装置１００を繋ぐ４
本の測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄか
らなり、これら測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０
ｃ，１０ｄは、それぞれ同軸構造を持つ２重シールド線
により構成され、中心から、信号線１１ａ，１１ｂ，１
１ｃ，１１ｄ、シグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１
２ｃ，１２ｄ、フレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１
３ｃ，１３ｄとなっている。

【００３１】ここで、測定用ケーブル１０ｂのシグナル
グランド線１２ｂは、電流測定手段のグランドレベルに
接続するようにしてもよく、測定用ケーブル１０ｃ，１
０ｄのシグナルグランド線１２ｃ，１２ｄは、電圧測定
手段のグランドレベルに接続するよにしてもよい。

【００３２】さらに、測定用ケーブル１０ａのシグナル
グランド線１２ａは、電流測定手段の出力側電位と表面
電極Ｈｐの中間の電位に保持されるものでもよい。さら
にまた、先行文献特開平１０−１４８９８号公報に示す
ように、表面電極Ｈｐの電位と表面電極Ｌｐの電位との
中間の電位に保持するシールドドライブ回路を設ける構
成としてもよい。

【００３３】なお、同軸ケーブルＣ１，Ｃ２を用いてシ
ールド部を接地することにより、表面電極Ｈｐとグラン
ドに出現する容量と、表面電極Ｌｐとグランドに出現す
る容量とは実際にはその値が若干異なるが、説明を簡単
にするため同一の値としている。また、表面電極Ｈｃ，
Ｌｃは、インピーダンスが低いので、測定用ケーブル１
０ａ，１０ｂについては、フレームグランド線１３ａ，
１３ｂを設けず、単に、グランドレベル（ＧＮＤ）に接
地する構成でもよい。

【００３４】次に測定信号処理について説明する。図２
に示すように、表面電極（高電位出力端子)Ｈｐ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。

【００３５】図１に示す差動増幅器８１は、２つの表面
電極Ｈｐ，Ｌｐ間の電位（電位差）を検出する。すなわ
ち、差動増幅器８１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、ＬＰＦ８２へ入力することになる。この電圧Ｖ
ｐ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の生体電気インピーダンスによる電圧降下であ
る。

【００３６】ＬＰＦ８２は、上記電圧Ｖｐから高周波の
ノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器８３へ供給する。ＬＰＦ
８２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器８３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８３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８３は、ＣＰＵ３からデジタ
ル変換信号Ｓｄ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８４へ供給する。

【００３７】次に、表面電極Ｌｃは、図２に示すよう
に、被験者の右の足甲部Ｌに吸着方式により貼り付けら
れる。表面電極Ｈｃとカップサングコンデンサ９０（図
１参照）との間は、２重シールド線である測定用ケーブ
ル１０ａ（図３参照）で接続されており、測定用ケーブ
ル１０ａのシグナルグランド線１２ａは測定装置１００
内の測定信号発生器７２のグランドレベル（ＧＮＤ）に
接続され、フレームグランド線１３ａは測定装置１００
のケースのグランド（大地（アース）と同電位）に接地
される。

【００３８】Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈ
ｃ，Ｌｃ間に流れる電流を検出して電圧に変換する。す
なわち、Ｉ／Ｖ変換器９１は、プローブ電流Ｉａが被験
者の体Ｂに投入されると、被験者の右手足間を流れるプ
ローブ電流Ｉａを検出し、電圧Ｖｃに変換した後、ＬＰ
Ｆ９２へ供給する。

【００３９】ＬＰＦ９２は、入力された電圧Ｖｃから高
周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器９３へ供給する。
ＬＰＦ９２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器９３の
サンプリング周波数の半分より低い。この場合も、Ａ／
Ｄ変換器９３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９３は、ＣＰＵ３から
デジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが
除去された電圧Ｖｃ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Ｖｃをサンプリ
ング周期毎にサンプリングメモリ９４へ供給する。

【００４０】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ５に記憶された処理プ
ログラムに従って、上述した測定処理部２による測定を
開始し、所定のサンプリング周期で、検出電圧Ｖｐ，Ｖ
ｃ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、ＣＰＵ３
は、まず、サンプリングメモリ８４，９４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。

【００４１】次に、ＣＰＵ３は、得られた周波数毎の生
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
抵抗と細胞外液抵抗とを算出する。

【００４２】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、Ｒ
ik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。

【００４３】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４に表示する。

【００４４】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１００のキーボード１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Ｔや測定間
隔ｔ等を設定する。キーボード１から入力されたデータ
及び設定値は、ＲＡＭ５に記憶される。

【００４５】次に、測定者（又は被験者自身）がキーボ
ード１の測定開始スイッチをオンにすると、ＣＰＵ３
は、まず、所定の初期設定を行った後、測定処理部２の
測定信号発生器７２に信号発生指示信号を送出する。こ
れにより、測定信号発生器７２が、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ＬＰ
Ｆ７３、カップリングコンデンサ７４、２重シールド線
である測定用ケーブル１０ａを介して、被験者の手甲部
Ｈに貼り付けられた表面電極Ｈｃ（図２参照）に送出す
るので、５００〜８００μＡの測定信号Ｉａが、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。

【００４６】測定信号Ｉａが被験者の体Ｂに投入される
と、測定処理部２の差動増幅器８１において、電極Ｈ
ｐ，Ｌｐが貼り付けられた右手足間で生じた電圧Ｖｐが
検出され、ＬＰＦ８２を経て、Ａ／Ｄ変換器８３へ供給
される。一方、Ｉ／Ｖ変換器９１では、電極Ｈｃ，Ｌｃ
が貼り付けられた右手足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、ＬＰＦ９２を経て
Ａ／Ｄ変換器９３へ供給される。このとき、ＣＰＵ３か
らは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器８３，９３に
対してデジタル変換信号Ｓｄが供給される。

【００４７】Ａ／Ｄ変換器８３では、デジタル変換信号
Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｐをデジタル信号に変
換し、サンプリングメモリ８４へ供給する。サンプリン
グメモリ８４は、デジタル化された電圧Ｖｐを順次記憶
する。一方、Ａ／Ｄ変換器９３では、デジタル変換信号
Ｓｄ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９４へ供給する。サンプリン
グメモリ９４は、デジタル化された電圧Ｖｃを順次記憶
する。

【００４８】ＣＰＵ３は、プローブ電流（測定信号）Ｉ
ａ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
８４，９４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、平均化を行って、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。

【００４９】次に、ＣＰＵ３は、算出された周波数毎の
上記生体電気インピーダンスＺ（ｆ）に基づいて、最小
二乗法の演算手法により、カーブフィッティングを行
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軸座標値に相当）
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。

【００５０】そして、ＣＰＵ３は、算出された細胞内夜
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、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ＲＡＭ６に記憶すると共に、表示部４に表示す
る。

【００５１】次に、ＣＰＵ３は、全測定時間Ｔ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ｔ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Ｔが経過するまで繰り返す。

【００５２】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
ラットなＭ系列信号を用いているので、体脂肪の状態や
体内水分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、
全周波数領域にわたってＳ／Ｎのよい計測が可能であ
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。

【００５３】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。

【００５４】特に、上記測定装置１００は、２重シール
ド線により構成された同軸構造を持つ４本の測定用ケー
ブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄによって各表面電
極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃと接続されており、測定用ケ
ーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄは、中心から、
信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ、シグナルグラ
ンド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ、フレームグラ
ンド線１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄとを備え、シグ
ナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄは、測
定装置１００内の各回路のグランドレベル（ＧＮＤ）に
接続され、フレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１３
ｃ，１３ｄは、測定装置１００のケースのグランド（大
地（アース）と同電位）に接続されているので、シグナ
ルグランド電位がフレームグランド（アース大地）に対
して変動する環境下で使用する場合であっても、インピ
ーダンスの測定値に影響が出ることを防止することがで
き、測定精度を向上させることができる。

【００５５】また、デジタル回路の高周波数信号処理に
よってシグナルグランドが変動し、信号線１１をシール
ドするシグナルグランド線１２の電位レベルが変動した
としても、シグナルグランド線１２はさらにフレームグ
ランド線１３により２重にシールドされているため、測
定用ケーブル１０がアンテナとなって不要な電磁波を放
射する不具合を防止することができ、他の電気器具への
影響を防ぐことができる。

【００５６】また、２重シールド線により構成された同
軸構造を持つ測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，
１０ｄを使用して、測定装置１００と各表面電極Ｈｐ，
Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ間を繋ぐという簡単な構成で実施でき
るため、既設の測定装置や設備等を変更することなく、
低コストで直ちに実施できるという優れた効果がある。
例えば、文献特開平１０−１４８９８号公報に示す測定
装置に、本発明を適用した場合、装置の各種パラメータ
の変更や部材の追加を一切行わずに実施することができ
る。

【００５７】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。例えば、本実施
の形態では、４つの測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１
０ｃ，１０ｄを使用して、測定装置１００と各表面電極
Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ間を繋ぐようにしているが、上
記測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄすべ
てを用いる必要はなく、少なくともいずれか一つを用い
るものであればよい。

【００５８】また、上記実施の形態に係る測定装置を、
上述したような生体電気インピーダンスを測定する測定
装置に適用することもできるが、測定手段の種類や測定
方法等は限定されず、装置本体と電極を接続する測定用
ケーブルを有する全ての装置に適用可能である。

【００５９】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。

【００６０】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。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よい。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。

【００６１】

【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、シグナルグランド電位がフレーム
グランド（アース大地）に対して変動する場合であって
も、簡単な構成ながら一段と安全正確に生体電気インピ
ーダンスを測定でき、体脂肪や体水分分布の状態を性格
に測定することができ、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】

１キーボード３ＣＰＵ（演算手段）４表示部１０測定用ケーブル１０ａ測定用ケーブル（第１ケーブル）１０ｂ測定用ケーブル（第２ケーブル）１０ｃ測定用ケーブル（第３ケーブル）１０ｄ測定用ケーブル（第４ケーブル）１１，１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ信号線１２，１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄシグナルグラ
ンド線（第１シールド線）１３，１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄフレームグラ
ンド線７２測定信号発生器（信号発生手段の一部）７３ＬＰＦ（信号発生手段の一部）８１差動増幅器（電圧測定手段の一部）８２ＬＰＦ（電圧測定手段の一部）８４，９４サンプリングメモリ９１Ｉ／Ｖ変換器（電流測定手段の一部）９２ＬＰＦ（電流測定手段の一部）１００生体電気インピーダンス測定装置（電気特性測
定装置）Ｈｃ表面電極（第１電極）Ｌｃ表面電極（第２電極）Ｈｐ表面電極（第３電極）Ｌｐ表面電極（第４電極）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続きＦターム(参考） 2G028 AA01 AA06 BC07 CG08 GL06 GL07 GL09 HN11 KQ04 2G060 AA15 AE40 AF06 AF15 AG04 AG11 HA02 HC10 HC13 HC19 4C027 AA06 CC01 DD03 EE01 EE05 FF01 FF02 GG00 KK03 KK05

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測定信号を被験者の体まで導く第１ケーブル
と、前記第１ケーブルの端部に設置され、被験者の体の所定
の表面部位に導電可能に付ける第１電極と、前記被験者の体に投入された測定信号を受け、前記表面
部位と隔たる所定の表面部位に導電可能に付ける第２電
極と、前記第２電極からの測定信号を装置に戻す第２ケーブル
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
に導電可能に付ける第３及び第４電極と、前記第３及び第４電極で検出される信号をそれぞれ装置
に戻す第３及び第４ケーブルと、前記第３及び第４電極間で発生した電位差を測定する電
圧測定手段と、前記信号発生手段により前記被験者の体に流した電流と
前記電圧測定手段によって測定された電圧値により生体
の前記表面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、を備え
る電気特性測定装置であって、前記第１乃至第４のケーブルのうち、少なくともいずれ
か一つが、信号線と、前記信号線をシールドする第１シールド線と、さらに、前記第１シールド線をシールドする第２シール
ド線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】前記第１シールド線は、装置内部の回路
のグランドレベルに接続し、前記第２シールド線は、装置のフレームに接地すること
を特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。