JP2001218748A

JP2001218748A - 肺水量表示装置

Info

Publication number: JP2001218748A
Application number: JP2000035246A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井; Kazutoshi Yamazaki; 和俊山崎
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 2000-02-14
Filing date: 2000-02-14
Publication date: 2001-08-14

Abstract

(57)【要約】【課題】肺水腫等の診断に有用な肺水量を的確に測定
する肺水量表示装置を提供すること。【解決手段】本発明による肺水量表示装置１００は、
肺の表面部位間の生体電気インピーダンスに基づいて肺
水量を算出するＣＰＵ３と、この肺水量を表示する表示
部４とを有することを特徴とする。肺水量を表示するこ
とにより、肺水量を的確に把握することができるので、
肺水腫の発症を未然に防止するとともにその治療につい
ても迅速適切に行うことができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体電気インピー
ダンス法に基づいて、被験者の肺水量を表示して肺水腫
の発症を未然に防止するのに有用な肺水量表示装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】従来、例えば、心不全、腎疾患、肺疾患
などによって起こる肺水腫の度合いを簡易・迅速に検査
する手段は存在していない。

【０００３】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。

【０００４】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）。

【０００５】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。

【０００６】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ｆ_L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。

【０００７】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ｆ_C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ｆ_C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ｆ_H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。

【０００８】図７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、Ｃmkは細胞膜容量
を表し、Ｒik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ｆ_L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ｆ_H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ｆ_HでのインピーダンスＺ
は、合成抵抗Ｒｉ・Ｒｅ／( Ｒｉ＋Ｒｅ）、（１／Ｒｉ
＝Σ１／Ｒik）に等しい。

【０００９】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。

【００１０】また、特許第２７８５２８６号の特許が知
られている。この特許によれば、第１の端子対に交流電
流を供給すると、被験者の人体を介してこれらの端子間
に交流電流が流れ、第２の端子間に電圧が発生する。こ
の電圧が検出部によって検出されて、あらかじめ決めら
れた時間毎に記憶部に書き込まれるとともに、この電圧
と交流電流とから、被験者の身体のインピーダンスが算
出され、被験者の身体の水分量及び電解液濃度を算出す
るようになっている。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、心不
全、腎疾患、肺疾患などの患者の場合、肺に水がたまる
ということが生じる。この様な症状が続くと、肺水腫が
引き起こされ、患者が呼吸困難等に陥ることがある。従
来技術では、患者の身体中に水分がたまる場合、身体全
体に含まれる水分の変化については測定算出することが
できるが、特に肺に注目して肺の水分量又はその変化量
を測定し、これを表示して肺水腫の度合いを知らせる機
能がないという問題があった。

【００１２】さらに、肺水腫を診断するためには、患者
から血液を採取し、検査結果が得られるのに半日から数
日かかるといったように迅速に治療をする上で大きな問
題があった。したがって、できるだけ早期に肺水量の変
化を捕らえ、的確な治療及び処置をする必要がある。そ
こで本発明は、このような課題に鑑みてなされたもので
あって、肺水腫等の診断に有用な肺水量を的確に測定す
る肺水量表示装置を提供することを目的としている。

【００１３】

【課題を解決するための手段】本発明の肺水量表示装置
は、測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測定
信号を被験者の体に投入した際に流れる電流を測定する
電流測定手段と、前記被験者の体の所定の表面部位間で
発生する電位差を測定する電圧測定手段と、前記電流測
定手段によって測定された電流値と前記電圧測定手段に
よって測定された電圧値とから生体電気インピーダンス
を演算する演算手段と、前記演算手段によって演算され
た生体電気インピーダンスに基づいて肺水量を算出する
肺水量算出手段と、該肺水量を表示する表示手段とを備
えるものである。

【００１４】また、前記信号発生手段は、複数の周波数
を含む信号を生成することで、測定信号を短時間供給す
るだけで広い周波数範囲の測定を行うことができる。さ
らに、前記排水量算出手段は、細胞内水分量と細胞外水
分量とから肺水量を算出することで、より的確な肺水量
を算出することができる。また、前記肺水量算出手段
は、細胞内水分量と細胞外水分量の比から肺水量を算出
することで、さらに、的確な肺水量を算出することがで
きる。また、前記表示手段は、前記肺水量の経時変化を
表示することで、肺水腫の診断に有益な情報を提供する
ことができる。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の肺水量表示装置の
一実施の形態を図面を参照して詳細に説明する。図１
は、この肺水量表示装置の電気的構成を示すブロック図
である。この例の肺水量表示装置は、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肺
水量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肺水量等を表示
するための表示部４と、ＣＰＵ３の処理プログラムを記
憶するＲＯＭ６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
ＲＡＭ５とから概略構成されている。

【００１６】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。

【００１７】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
れる表面電極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表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌ
ｃ、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）９
１、アナログのアンチエリアシングフィルタからなるＬ
ＰＦ８２，９２、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。

【００１８】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。

【００１９】ここで本実施の形態で用いる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。

【００２０】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。

【００２１】図２及び図３は、本実施の形態の肺水量表
示装置の使用の状態を模式的に示す図である。図２にお
いては、表面電極Ｈｃ（第１電極）は、測定時、被験者
の右胸の横に導電可能に粘着方式により貼り付けられ、
表面電極Ｌｃ（第２電極）は、肺を挟んで左胸の横に粘
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、被験者の右の胸部分か
ら体Ｂに入る。

【００２２】また、表面電極Ｈｐ（第３電極）は、被験
者の右胸横の第１電極Ｈｃの内側に粘着方式により、導
電可能に貼り付けられ、表面電極Ｌｐ（第４電極）は、
肺を挟んで左胸横の第２電極Ｌｃの内側に粘着方式によ
り導電可能に貼り付けられる。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌ
ｐ，Ｈｃ，Ｌｃは、以下に詳述する測定用ケーブル１０
によって肺水量表示装置１００に接続されている。

【００２３】図３は、電極を被験者の背中に張り付ける
例を示す。図３においては、２端子法を採用した場合の
例であって、表面電極Ｈｃ（第１電極）と表面電極Ｈｐ
（第３電極）を兼ねる第１の電極Ｆは、測定時、被験者
の左の背中に導電可能に粘着方式により貼り付けられ、
表面電極Ｌｃ（第２電極）と表面電極Ｌｐ（第４電極）
を兼ねる第２の電極Ｓは、肺を挟んで右の背中に粘着方
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、被験者の左の背中の部分か
ら体Ｂに入る。上記第１の電極Ｆと第２の電極Ｓは、以
下に詳述する測定用ケーブル１０によって肺水量表示装
置１００に接続されている。

【００２４】図４は、本実施の形態の肺水量表示装置に
用いられる測定用ケーブルの構成を示す図であり（図２
の４端子法の場合に対応する）、図５は、この測定用ケ
ーブルの断面図である。図４及び図５において、測定用
ケーブル１０は、肺水量表示装置１００内の各回路と表
面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃを繋ぐ信号線１１ａ，１
１ｂ，１１ｃ，１１ｄと、中心導体である信号線１１
ａ，１１ｂ，１１ｃ，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１２
ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ（第１シールド線）と、さ
らにシグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２
ｄ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，１３ｂ，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，１２
ｂ，１２ｃ，１２ｄは、肺水量表示装置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，１３ｃ，１３ｄは、肺水量表
示装置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。

【００２５】すなわち、測定用ケーブル１０は、各表面
電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃと肺水量表示装置１００を
繋ぐ４本の測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１
０ｄからなり、これら測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，
１０ｃ，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，１１
ｂ，１１ｃ，１１ｄ、シグナルグランド線１２ａ，１２
ｂ，１２ｃ，１２ｄ、フレームグランド線１３ａ，１３
ｂ，１３ｃ，１３ｄとなっている。

【００２６】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うにしてもよい。

【００２７】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。

【００２８】なお、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１０ａ，１０
ｂ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。

【００２９】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及び表
面電極Ｈｃは、被験者の右胸の横に粘着方式により、導
電可能に貼り付けられ、一方、表面電極Ｌｐ及び表面電
極Ｌｃは、左胸の横に粘着方式により導電可能に貼り付
けられる。

【００３０】図１に示す差動増幅器８１は、肺を挟んだ
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Ｉ
ａが被験者の体Ｂに投入されると、被験者の肺の間の電
圧Ｖｐを検出し、ＬＰＦ８２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の生体電気インピーダンスによる発生
電圧である。

【００３１】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。

【００３２】次に、表面電極Ｌｃは、図２に示すよう
に、被験者の左胸の外側に粘着方式により貼り付けられ
る。表面電極Ｈｃとカップリングコンデンサ７４（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は肺水量表示装置１
００内の測定信号発生器７２のグランドレベル（ＧＮ
Ｄ）に接続され、フレームグランド線１３ａは肺水量表
示装置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。

【００３３】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、被験者の肺の間を流れるプロ
ーブ電流Ｉａを検出し、電圧Ｖｃに変換した後、ＬＰＦ
９２へ供給する。

【００３４】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。

【００３５】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ６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。

【００３６】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６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。

【００３７】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
（図７：Ｒｅは細胞外液抵抗、Ｒik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）。したがっ
て、人体のインピーダンス軌跡Ｄは、図６に示すように
中心が実軸より上がった円弧となる。

【００３８】次に算出された細胞内液抵抗Ｒｉと細胞外
液抵抗Ｒｅから、その比Ｒｉ／Ｒｅを算出する。そして
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
して肺水量を算出する。この算出された肺水量及びその
時間的変化量を表示コントローラと表示器（例えば、Ｌ
ＣＤ）からなる表示部４に表示する。

【００３９】上記人体特徴データは、上述したインピー
ダンスに基づいて得られる肺水量の補正を行うためのパ
ラメータとなる。例えば、身長が高い被験者は低い被験
者と比較して電極を同じ部位に取り付けても電極間の距
離が長くなる。したがって、身長の低い被験者と比較し
て発生電圧が大きくなってインピーダンスが大きくな
る。この結果、肺水量が少なく得られる。このために、
被験者の身長が高くなるにしたがって肺水量を大きくす
る方向に補正する。次に、ＣＰＵ３は、算出した肺水量
を表示用のデータに変換し、これを表示部４へ供給す
る。次いで、同データを表示部４へ供給した直後から所
定時間動作を停止する。ここで、表示部４にデータが供
給されると、同データに対応する肺水量がグラフ表示さ
れる。

【００４０】上記構成の肺水量表示装置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を被験者の右胸の横に、２個
の表面電極Ｌｐ, Ｌｃを被験者の左胸の横にそれぞれ粘
着方式により張り付ける。次に、測定者（又は被験者自
身）が、肺水量表示装置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。

【００４１】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、被験者の右の胸
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。

【００４２】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、表面電極
Ｈｐ，Ｌｐが貼り付けられた肺の間で生じた電圧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、表面電極Ｈｃ，
Ｌｃが貼り付けられた肺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。

【００４３】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。

【００４４】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。

【００４５】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。

【００４６】そして、ＣＰＵ３は、算出された細胞内液
抵抗Ｒｉと細胞外液抵抗Ｒｅとの比Ｒｉ／Ｒｅが肺水量
に相当するパレメータとして処理を進める。そして、算
出された肺水量に関する（時間的変化量をも含む）数値
をＲＡＭ５に記憶すると共に、表示部４に表示する。な
お、肺水量算出の原理は、細胞内液量は経時的にほとん
ど変化しないのに対して、細胞外液量は肺水量に依存し
て変化することを利用している。したがって、肺水量の
絶対値を正確に求めることは困難であってもその経時変
化を求めて表示することで、肺水腫の診断に極めて有効
な情報を提供することができる。このため、表示も、肺
水量の絶対量を表示するのではなく、例えば現時点の肺
水量を基準として最近の１週間の変化を表示するトレン
ド表示であってもよいし、また、肺水量の数値を表示す
るのではなく、肺水量の多さを５段階表示などの段階表
示するものであってもよい。

【００４７】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。

【００４８】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、肺水量の測定に
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。

【００４９】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Ｒｅと細胞内液抵抗Ｒｉ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。

【００５０】また、測定手段の種類や測定方法等は限定
されない。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であってもよく、このよう
にすれば、肺水量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）への適用も期待できる。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。

【００５１】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。

【００５２】

【発明の効果】以上説明したように、この発明の肺水量
表示装置によれば、被験者の生体電気インピーダンスに
基づいて肺水量を算出するので、被験者の肺水量を迅速
にしかも正確に求めることができる。

【００５３】また、肺水量及びその時間的変化を本発明
の肺水量表示装置の表示手段によって表示することによ
り、肺水量を的確に把握することができるので、肺水腫
の発症を未然に防止するとともにその治療についても迅
速適切に行うことができる。さらに、被験者には特に、
測定上の負担がかかることがないので、測定に伴う制約
が大幅に低減され、その後の治療を適切に実施すること
ができる。また、薬品及びその他の測定用補助物質を使
用しないので無害かつ安全である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態である肺水量表示装置の
電気的構成を示すブロック図である。

【図２】本実施の形態の肺水量表示装置の使用の状態を
模式的に示す図である。

【図３】本実施の形態の肺水量表示装置の使用の状態を
模式的に示す図である。

【図４】本実施の形態の肺水量表示装置のケーブルと装
置との接続状態を模式的に示す図である。

【図５】本実施の形態のケーブルの断面図である。

【図６】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７】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、肺水量算出手段）４表示部１０測定用ケーブル１０ａ測定用ケーブル１０ｂ測定用ケーブル１０ｃ測定用ケーブル１０ｄ測定用ケーブル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肺水量表示装置（電気特性測定装置）Ｈｃ表面電極Ｌｃ表面電極Ｈｐ表面電極Ｌｐ表面電極

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に投入した際に流れる電
流を測定する電流測定手段と、前記被験者の体の所定の表面部位間で発生する電位差を
測定する電圧測定手段と、前記電流測定手段によって測定された電流値と前記電圧
測定手段によって測定された電圧値とから生体電気イン
ピーダンスを演算する演算手段と、前記演算手段によって演算された生体電気インピーダン
スに基づいて肺水量を算出する肺水量算出手段と、該肺水量を表示する表示手段とを備えることを特徴とす
る肺水量表示装置。
【請求項２】前記信号発生手段は、複数の周波数を含
む信号を生成することを特徴とする請求項１記載の肺水
量表示装置。
【請求項３】前記排水量算出手段は、細胞内水分量と
細胞外水分量とから肺水量を算出することを特徴とする
請求項１又は２記載の肺水量表示装置。
【請求項４】前記肺水量算出手段は、細胞内水分量と
細胞外水分量の比から肺水量を算出することを特徴とす
る請求項３記載の肺水量表示装置。
【請求項５】前記表示手段は、前記肺水量の経時変化
を表示することを特徴とする請求項１乃至４いずれかに
記載の肺水量表示装置。