JP2001170019A

JP2001170019A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2001170019A
Application number: JP35755199A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 1999-12-16
Filing date: 1999-12-16
Publication date: 2001-06-26

Abstract

(57)【要約】【課題】全身の体脂肪率測定と部位別の体組成を測定
でき、経済的に優れた電気特性測定装置を提供する。【解決手段】生体電気インピーダンス測定装置１００
に、部位別の体組成測定を可能にする信号切替え器２０
０を設置し、信号切替え器２００の制御は測定装置１０
０が有する外付け校正器制御線１１０で行うようにす
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８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。

【００１０】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。生体電気イン
ピーダンスは細胞膜容量Ｃm （図８参照）の影響を受け
るが、この容量Ｃm が呼吸によって変化する。

【００１１】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。

【００１２】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。

【００１３】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、３００μＡ）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。

【００１４】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。

【００１５】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。また、上述した
ような４端子法を用いて部位別の体組成を推定する装置
には、例えば米国特許５３３５６６７号明細書に示すＡ
ＬＬＩＮＯＮＥタイプの装置がある。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】しかし、このような体
組成を推定する装置のユーザは、全身の体脂肪率の測定
行うものが殆どであり、部位別の体組成を測定する場合
には、別途、部位別の体組成を測定する装置（例えば、
上記米国特許５３３５６６７号明細書に示すＡＬＬＩ
ＮＯＮＥタイプの装置）を用いなければならないと
いう欠点があった。この原因は、部位別の体組成を測定
する装置の完成が全身の体組成測定より遅れたためであ
り、部位別の体組成推定のニーズがないわけではない。

【００１７】したがって、部位別の体組成を測定しよう
とする場合には、すでに全身用の体組成測定装置を持っ
ているユーザでも、新たに、例えば上記ＡＬＬＩＮ
ＯＮＥの装置を購入する必要があり、経済的ではなかっ
た。

【００１８】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、全身の体脂肪率測定と部位別の体組成
を測定でき、経済的に優れた電気特性測定装置を提供す
ることを目的としている。

【００１９】

【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、を備える電気特性測定装置で
あって、前記各電極と前記電流測定手段及び前記電圧測
定手段の間に信号切替手段を設置し、前記信号切替手段
は、前記被験者の体の互いに隔たる所定の５箇所以上の
表面部位に導電可能に付ける前記各電極のうち、所定の
４つの電極を選択して前記電流測定手段及び前記電圧測
定手段に接続することを特徴とする。

【００２０】また、前記信号切替手段は、前記各電極と
前記電流測定手段及び前記電圧測定手段の間に、着脱可
能に設置されるものであることで、部位別の体組成測定
機能を付加できる信号切替え器をオプション品として接
続することができる。

【００２１】また、前記信号切替手段は、前記電流測定
手段及び電圧測定手段の測定値を校正する校正手段の一
部を兼ねることで、既に電気特性測定装置が有する外付
け校正器の制御線を用いて信号切替え器の制御を行うこ
とができる。

【００２２】また、前記信号切替手段を制御する制御手
段を更に備えることで、電気特性測定装置又は外部のＣ
ＰＵ（例えば、パーソナルコンピュータ）により適切に
部位別の体組成測定を行うことができる。

【００２３】

【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、この測定装置の全体的構成を示すブロック
図である。

【００２４】図１において、１００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・表示す
る生体電気インピーダンス測定装置、２００は、生体電
気インピーダンス測定装置１００の外付け機器として設
置され、測定装置１００に部位別の体組成測定機能を付
加する信号切替え器（信号切替え手段）であり、信号切
替え器２００は、測定装置１００（全身脂肪測定装置）
が有する外付け校正器制御線１１０を通して測定装置１
００により制御される。

【００２５】また、ベッド上に横たえられた被験者の両
手、両足には、所定距離離して電流通電電極と電圧検出
電極がそれぞれ一対ずつ（計８個）装着され、右手及び
左手の各電極は、信号切替え器２００の切替器入力端子
ＣＮ１に接続されており、右足及び左足の各電極は、信
号切替え器２００の切替器入力端子ＣＮ２に接続されて
いる。信号切替え器２００は、測定装置１００からの制
御信号に従って内部のスイッチを所定モードで切替え、
部位別の体組成信号として切替器出力端子ＣＮ０から出
力する。この信号切替え器２００の切替器出力端子ＣＮ
０は、同軸ケーブルからなる測定ケーブルを介して測定
装置１００の測定ケーブル端子１２０に接続されてい
る。

【００２６】信号切替え器２００は、既設の生体電気イ
ンピーダンス測定装置１００の外付け機器（例えば、オ
プション品）として、測定装置１００と被験者の両手、
両足装着電極との間に挿入可能である。すなわち、測定
装置１００は、信号切替え器２００を介して被験者の両
手、両足に電流通電電極と電圧検出電極が接続される構
成であり、測定装置１００は、校正器制御線１１０を通
して信号切替え器２００の内部スイッチを切替え、４端
子法を用いる生体電気インピーダンス測定と、部位別の
体組成測定とを任意に切替えて測定することが可能であ
る。なお、本実施の形態では、被験者の両手、両足に電
流通電電極と電圧検出電極を計８個装着し、８個（４
組）から４個（２組）を選択する。これは先行文献に記
載された装置を組み合わせて使用可能にするためであ
り、各電極の装着方法は適宜変更可能である。

【００２７】本実施の形態では、全身体脂肪測定装置
（生体電気インピーダンス測定装置１００）に、部位別
のＬＴＭ（除脂肪重量−骨量）測定を可能にする信号切
替え器２００を設置し、信号切替え器２００の制御は測
定装置１００が有する外付け校正器制御線１１０で行う
ようにするものである。

【００２８】そこで、まず生体電気インピーダンス測定
装置１００について、図２〜図４を参照して詳細に説明
し、次に信号切替え器２００の構成について図５〜図７
を参照して具体的に説明する。図２は、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の測定装置の電
気的構成を示すブロック図である。

【００２９】この例の生体電気インピーダンス測定装置
１００は、図２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、及び部位別の体組成を算出するための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、体内水分量及び体組成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ＲＡＭ６とから概略構
成されている。

【００３０】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、部位別の体組成等を測定目的に
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。

【００３１】上記ＣＰＵ３は、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、及び部位別の体組成を算出する。また、ＣＰＵ３に
は、図示しないインタフェース回路を介して外付け校正
器制御線１１０が接続されており、生体電気インピーダ
ンス測定開始時又は各スイッチング状態等において、該
制御線１１０を通して校正制御信号が出力される。本
来、この制御信号は測定装置１００が有する外付け校正
器を制御するための制御信号であるが、本実施の形態で
はこの制御線１１０を、信号切替え器２００を切替え制
御するための制御線として用いる。

【００３２】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。

【００３３】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。

【００３４】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。

【００３５】「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。

【００３６】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。
本実施の形態は、生体電気インピーダンス測定装置１０
０と各電極との間に、信号切替え器２００をオプション
品として接続し、部位別の体組成測定を可能にするもの
であるが、測定装置１００からの制御により信号切替え
器２００内部のスイッチを切替えると、４端子法を用い
る既存の生体電気インピーダンス測定を行うことができ
る。図３は、上記４端子法を用いる生体電気インピーダ
ンス測定を行う場合の電気的な接続状態を示しており、
図３では、信号切替え器２００及び左手、左足に装着さ
れた電極及び測定ケーブル等は電気的接続状態にないた
め示されていない。すなわち、生体電気インピーダンス
測定時には、信号切替え器２００は、測定装置１００か
らの制御により内部スイッチを生体電気インピーダンス
測定可能状態に切替えるので、信号切替え器２００は電
気的にスルーの状態となり図３に示すように接続されな
い状態と等しくなる。

【００３７】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。

【００３８】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。

【００３９】上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ
は、同軸ケーブル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。この同軸ケーブルに対し
て、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。また、同軸ケーブル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、測定用ケーブルについては、
単に、グランドレベル（ＧＮＤ）に接地する構成でもよ
い。

【００４０】次に測定信号処理について説明する。図３
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。

【００４１】図２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。

【００４２】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。

【００４３】次に、表面電極Ｌｃは、図３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。Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈｃ，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、ＬＰＦ９２へ
供給する。

【００４４】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。

【００４５】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。

【００４６】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４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。

【００４７】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８：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４に示すように中心が実軸より上がった円弧
となる。

【００４８】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。

【００４９】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
３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。

【００５０】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。

【００５１】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ＬＰＦ７３、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３参照）
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。

【００５２】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。

【００５３】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。

【００５４】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。

【００５５】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４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。

【００５６】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。

【００５７】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。

【００５８】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ＳＮ比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。

【００５９】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。

【００６０】図５は、本実施の形態の測定装置に用いら
れる信号切替え器２００の構成を示す図であり、図６
は、この信号切替え器２００を実際に構成するデコーダ
回路を示す回路図、図７は、図６の回路を制御するプロ
グラムを示す図である。

【００６１】図５において、信号切替え器２００は、８
端子を有する切替器入力端子ＣＮ１、切替器入力端子Ｃ
Ｎ２及び切替器出力端子ＣＮ０と、切替器入力端子ＣＮ
１，ＣＮ２と切替器出力端子ＣＮ０を接続する配線上に
設置され、所定経路で配線を繋ぐためのスイッチＲＹ６
〜ＲＹ２３とから構成される。

【００６２】また、信号切替え器２００内部において、
切替器入力端子ＣＮ１、切替器入力端子ＣＮ２及び切替
器出力端子ＣＮ０に接続される奇数番号の信号線と、隣
合う偶数番号の信号線とは同軸構造（偶数番号の信号線
がシールド線である）となっており、さらに、シールド
線である偶数番号の信号線は、一対で互いに接続され
る。

【００６３】このように、切替器入力端子ＣＮ１、切替
器入力端子ＣＮ２及び切替器出力端子ＣＮ０からスイッ
チＲＹ６〜ＲＹ２３に至る信号線の引き回しは、同軸線
を使用して電圧降下のロス等を防止している。また、切
替器入力端子ＣＮ１，ＣＮ２と切替器出力端子ＣＮ０の
間のケーブル長は、例えば１００ｍｍ程度に統一する。
各ケーブル長を揃えて構成することにより、ケーブルの
特性を揃えることができ、１チャンネル（１ｃｈ）の校
正を行い、その値を用いて他のケーブルの組み合わせに
使用することができる。ＲＹ１８〜ＲＹ２３等のシール
ド線に接続されたスイッチは、ケーブルの容量を介して
不要なパスに電流が流れるのを防ぐためのものである。
また、シールド線は、他の信号線と同じロジックで信号
切替え器２００によって切替えられる。

【００６４】信号切替え器２００の切替器入力端子ＣＮ
１の１〜４端子は、例えば図１に示す被験者の右手に所
定距離離して装着された電流通電電極と電圧検出電極に
接続され、同様に、切替器入力端子ＣＮ１の５〜８端子
は、被験者の左手に所定距離離して装着された電流通電
電極と電圧検出電極に接続される。また、切替器入力端
子ＣＮ２の１〜４端子は、被験者の右足に所定距離離し
て装着された電流通電電極と電圧検出電極に接続され、
切替器入力端子ＣＮ２の５〜８端子は、被験者の左足に
所定距離離して装着された電流通電電極と電圧検出電極
に接続される。なお、上記接続は、一例であり、切替器
入力端子ＣＮ１，ＣＮ２の８個（４組）から４個（２
組）を選択するものであればどのような接続方法でもよ
い。

【００６５】上記信号切替え器２００は、図６に示すデ
コーダ回路と図７に示す制御プログラムにより実現でき
る。図６において、２１０は、制御信号ＣＡＬ０〜ＣＡ
Ｌ４と電源（ＶＣＣ，ＧＮＤ）を受ける入力端子ＣＮ
３、２２０は、制御信号ＣＡＬ０〜ＣＡＬ４をバッファ
リングすると共に電源供給による内部回路を保護する入
力部ＣＮ３３、２３０は、制御信号ＣＡＬ０〜ＣＡＬ４
をデコードする複数の（６個の）デコーダＵ１〜Ｕ６、
２４０は、デコーダＵ４〜Ｕ６出力によりオン／オフさ
れるスイッチＲＹ１〜ＲＹ２３である。

【００６６】上記デコーダＵ１〜Ｕ６は、入力端子ＣＮ
３に入力される制御信号ＣＡＬ０〜ＣＡＬ４をデコード
して、スイッチＲＹ１〜ＲＹ２３を切替えるスイッチ制
御信号/Ｙ１〜/Ｙ２３（但し、/は負論理を示す）を作
成する。

【００６７】図７には、例としてファイル名「ＳＳＷ−
Ａ」「ＳＳＷ−ＢＲ」「ＳＳＷ−ＣＲ」で示される３つ
のデコーダプログラムを表している。このプログラム
は、まずデコーダＵ１〜Ｕ６の入力端子名Ｐ，ＧＮＤ、
及び出力端子名ＮＣ，Ｙ，ＶＣＣを設定し、以下、図７
に示すプログラムを作成して、各デコーダ出力/Ｙ及び
スイッチ制御信号/ＲＹの動作を決定する。ファイル名
「ＳＳＷ−Ａ」は、前処理のプログラムを示す。また、
ファイル名「ＳＳＷ−ＢＲ」のプログラムに従ってデコ
ーダＵ１〜Ｕ６を動作させると、デコーダＵ１〜Ｕ６
は、スイッチＲＹ１９〜ＲＹ２２（図５参照）を切替え
るスイッチ制御信号/Ｙ１９〜/Ｙ２２をデコード出力す
る。また、ファイル名「ＳＳＷ−ＣＲ」のプログラムに
従ってデコーダＵ１〜Ｕ６を動作させると、デコーダＵ
１〜Ｕ６は、スイッチＲＹ２１〜ＲＹ２３を切替えるス
イッチ制御信号/Ｙ２１〜/Ｙ２３をデコード出力する。

【００６８】上述したように、信号切替え器２００を生
体電気インピーダンス測定装置１００からの外付け校正
器の制御線１１０で制御することにより、部位別の体組
成を推定することができる。

【００６９】また、信号切替え器２００を生体電気イン
ピーダンス測定装置１００に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。

【００７０】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。

【００７１】例えば、本実施の形態では、両手、両足に
各電極（８個、４組）を装着するようにしているが、必
ずしも両手、両足すべてに装着する必要はなく、４個
（２組）を選択して組み合わせるものであればどのよう
なものでもよい。

【００７２】また、各電極は、前記電流測定手段又は電
圧測定手段のソース及びドレインのいずれの端子側にも
切替えて接続できる。また、図５〜図７に示すデコード
及びスイッチは、一例でありその他の構成でもよいこと
は勿論である。

【００７３】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。

【００７４】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。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。

【００７５】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。

【００７６】

【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、部位別の体組成測定機能を付加で
きる信号切替手段をオプション品として接続することに
より、全身の体脂肪率測定と部位別の体組成を測定で
き、経済的に優れた電気特性測定装置を実現することが
できる。

【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
ダンス測定装置の全体的構成を示すブロック図である。

【図２】本実施の形態の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】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５】本実施の形態の測定装置に用いられる信号切替
え器の構成を示す図である。

【図６】本実施の形態の測定装置に用いられる信号切替
え器を実際に構成するデコーダ回路を示す回路図であ
る。

【図７】図６の回路を制御するプログラムを示す図であ
る。

【図８】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，制御手段）４表示部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）１１０外付け校正器制御線１２０測定ケーブル端子２００信号切替え器（信号切替え手段）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）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】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、を備える電気特性測定装
置であって、前記各電極と前記電流測定手段及び前記電圧測定手段の
間に信号切替手段を設置し、前記信号切替手段は、前記被験者の体の互いに隔たる所
定の５箇所以上の表面部位に導電可能に付ける前記各電
極のうち、所定の４つの電極を選択して前記電流測定手
段及び前記電圧測定手段に接続することを特徴とする電
気特性測定装置。
【請求項２】前記信号切替手段は、前記各電極と前記
電流測定手段及び前記電圧測定手段の間に、着脱可能に
設置される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】前記信号切替手段は、前記電流測定手段
及び電圧測定手段の測定値を校正する校正手段の一部を
兼ねる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４】前記信号切替手段を制御する制御手段を
更に備えることを特徴とする請求項１記載の電気特性測
定装置。