JP2001238862A - 電気特性測定装置及び電気特性測定用プローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 簡単に内臓の腫れの状態を検出することがで
きる電気特性測定装置を提供すること。 【解決手段】 プローブ電極は、針状電極を保持する絶
縁部材１１を有する。この絶縁部材１１は、略円柱形状
を有しており、４本の針状電極１２ａ〜１２ｄを貫挿可
能な穴径の穴部が形成されている。絶縁部材１１の穴部
には、４本の針状電極１２ａ〜１２ｄが貫挿されてお
り、内臓に突き刺す針先端が絶縁部材１１からＬ１だけ
突出している。針状電極１２ａ〜１２ｄと絶縁部材１１
とは、嵌合されており、針状電極１２ａ〜１２ｄを進退
させることによりＬ１を可変とすることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体電気インピー
ダンス法に基づいて、被験者の内臓の状態を推計するの
に有用な電気特性測定装置に係り、特に、被験者の内臓
に突き刺す電極を備えた電気特性測定装置及び電気特性
測定用プローブに関する。

【０００２】

【従来の技術】内臓が腫れる原因としては、いくつか考
えられる。例えば、人が水分を摂取しすぎたり、内臓が
炎症を起こしたりすると、内臓は腫れる。また、肝臓に
ついては、肝硬変などの肝障害により腫れる。したがっ
て、内臓の腫れの状態を知ることにより、ある程度内臓
の状態を予測することができる。内臓の腫れの状態は、
腹を切開して見ることにより知ることができるが、腹を
切開することは、手術という複雑な作業を伴うことにな
るので、できるだけ腹を切開せずに内臓の腫れの状態を
知ることが望まれる。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】本発明はかかる点に鑑
みてなされたものであり、簡単に内臓の腫れの状態を検
出することができる電気特性測定装置及び電気特性測定
用プローブを提供することを目的とする。

【０００４】

【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、被験者の内
蔵に刺して前記測定信号を内蔵に投入する針状電極と、
該針状電極に流れる電流を測定する電流測定手段と、前
記被験者の内蔵の所定の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、を備えることを特徴とする。

【０００５】また、前記針状電極は、絶縁体である円柱
状部材に貫通して挿入されていることで、電極間を所定
の距離に安定的に維持することができる。さらに、前記
針状電極は、電圧測定のためのものを含めて４本以上あ
ることで、腫れの分布を測定することができる。

【０００６】また、前記絶縁部材は、前記絶縁部材から
突出するように設けられ、前記針状電極の周面を覆う筒
部を有することで、針状電極の測定部分、すなわち先端
部のみを露出させて、その他の部分を絶縁し、特定の狭
い部位間に電流を流し電圧を測定することが可能とな
る。また、電極使用時に前記針状電極を突出させ、電極
未使用時に前記針状電極を覆うカバー部材を備えること
で、電極使用時のみ針状電極が外に出るので、電極未使
用時に体に針状電極が接触することが無く安全である。

【０００７】また、本発明の電気特性測定用プローブ
は、被験者の内臓に刺して測定信号を内蔵に投入する２
本の第１針状電極と、被験者の内蔵に刺して内蔵の所定
の部位間で発生する電位差を出力する２本の第２針状電
極と、これら４本の針状電極を直線状に並べてそれぞれ
貫通して挿入する絶縁体である円柱状部材と、を備える
ことを特徴とする。

【０００８】また、前記絶縁部材は、前記絶縁部材から
突出するように設けられ、前記針状電極の周面を覆う筒
部を有する。また、電極使用時に前記針状電極を突出さ
せ、電極未使用時に前記針状電極を覆うカバー部材を備
える。

【０００９】

【発明の実施の形態】本発明者らは、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する生体電気インピーダンス測
定装置を開発している。

【００１０】一方、内臓の腫れの状態は、炎症度により
知ることができる。この炎症が起こると、その部分に水
が溜まることが知られている。本発明者らは、この点に
着目し、上記生体電気インピーダンス測定装置を利用し
て炎症部分の水分を測定することにより、炎症度、すな
わち内臓の腫れの状態を求めることができることを見出
し、本発明をするに至った。

【００１１】この場合において、例えば肝臓の表面は濡
れており、肝臓の表面に電流が流れるので、針状電極の
形態を採り、正確に炎症部分の水分を測定するようにし
ている。なお、この生体電気インピーダンス測定装置
は、特開平１０−１４８９８号公報に開示されている。

【００１２】以下、本発明に係る電気特性測定装置、す
なわち生体電気インピーダンス測定装置の一実施形態を
図面に基づき詳細に説明する。図１は、本発明の一実施
の形態に係る電気特性測定装置の電気的構成を示すブロ
ック図であり、図２は、同装置の使用状態を模式的に示
す模式図である。

【００１３】図１及び図２において、電気特性測定装置
である生体電気インピーダンス測定装置１００は、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などを算出
するためのＣＰＵ（中央演算処理装置）３と、このＣＰ
Ｕ３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。

【００１４】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から供給される各種キーの操作データは、図示せぬ
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。

【００１５】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及び内臓に突き刺す針状電極用の端
子Ｈｃからなる出力処理回路と、同じく針状電極用の端
子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イ
ルタからなるＬＰＦ８２，９２、Ａ／Ｄ変換器８３，９
３及びサンプリングメモリ（リングバッファ）８４，９
４からなる入力処理回路とから構成されている。

【００１６】図２に示すように、針状電極１２ａ（第１
の電極）、１２ｂ（第２電極）、１２ｃ（第３電極）、
１２ｄ（第４電極）は、プローブ電極として、内臓に突
き刺すように構成されている。この針状電極１２ａ〜１
２ｄを内臓に突き刺して、電極間の電圧と電流とからイ
ンピーダンスを測定する。

【００１７】生体電気インピーダンス測定装置１００の
Ｈｃ用端子と針状電極１２ａとは、同軸ケーブル７ａに
より電気的に接続され、Ｈｐ用端子と針状電極１２ｂと
は、同軸ケーブル７ｂにより電気的に接続され、Ｌｐ用
端子と針状電極１２ｃとは、同軸ケーブル７ｃにより電
気的に接続され、Ｌｃ用端子と針状電極１２ｄとは、同
軸ケーブル７ｄにより電気的に接続される。測定信号
（プローブ電流）Ｉａは、針状電極１２ａから体Ｂに入
るようになっている。なお、同軸ケーブル７ａ，７ｄの
シールド部は接地されている。

【００１８】このプローブ電極は、例えば内視鏡又は内
視鏡のようなマニピュレータの先端に装着して体内に挿
入させて使用することが考えられる。したがって、上記
４本の針状電極１２ａ〜１２ｄが直径約３０ｍｍ以内の
領域に配置することが望ましい。この場合、針状電極１
２ａ〜１２ｄの配置レイアウトについては特に制限はな
い。なお、各針状電極１２ａ〜１２ｄ相互の間隔は、約
３．５ｍｍ程度あることが望ましい。

【００１９】図３は、本発明の一実施の形態に係る電気
特性測定装置のプローブ電極を示す図であり、（ａ）は
斜視図であり、（ｂ）は針状電極の貫挿部分の拡大図で
ある。図３（ａ）において、プローブ電極は、針状電極
を保持する絶縁部材１１を有する。この絶縁部材１１
は、略円柱形状を有しており、４本の針状電極１２ａ〜
１２ｄを貫挿可能な穴径の穴部が形成されている。ま
た、絶縁部材１１は、例えばエポキシ樹脂などで構成さ
れる。

【００２０】絶縁部材１１の穴部には、４本の針状電極
１２ａ〜１２ｄが貫挿されており、内臓に突き刺す針先
端が絶縁部材１１からＬ１だけ突出している。この針状
電極１２ａ〜１２ｄには、上述したようにそれぞれ同軸
ケーブル７ａ〜７ｄが電気的に接続されており、同軸ケ
ーブル７ａ〜７ｄがそれぞれ測定処理部２のＨｃ端子、
Ｈｐ端子、Ｌｐ端子、Ｌｃ端子に電気的に接続されてい
る。この針状電極１２ａ〜１２ｄは、錆びない材質、例
えばステンレス鋼などで構成されていることが望まし
い。

【００２１】針状電極１２ａ〜１２ｄと絶縁部材１１と
は、例えば図３（ｂ）に示すように、嵌合されており、
針状電極１２ａ〜１２ｄを進退させることによりＬ１
（絶縁部材１１から延出する長さ）を可変とすることが
できる。すなわち、針状電極１２ａ〜１２ｄを同軸ケー
ブル側から突出する方向に押し出すことにより、Ｌ１の
長さを長くすることができ、針状電極１２ａ〜１２ｄを
同軸ケーブル側に引き込むことにより、Ｌ１の長さを短
くすることができる。これにより、内臓に突き刺す長さ
を適宜変更して、深くても浅くてもインピーダンス測定
を可能とすることができる。

【００２２】具体的には、図３（ｂ）から分かるよう
に、絶縁部材１１の端部には、凸部１３が形成されてお
り、絶縁部材１１に形成した貫通穴の穴径よりも小さい
穴径になっている。一方、針状電極１２ａ〜１２ｄに
は、その周面に所定の間隔をおいて溝部１４が形成され
ている。したがって、絶縁部材１１の凸部１３が針状電
極１２ａ〜１２ｄの溝部１４に嵌合することにより、針
状電極１２ａ〜１２ｄが絶縁部材１１に保持されること
になる。

【００２３】図４は、本発明の他の実施の形態に係る電
気特性測定装置のプローブ電極を示す図である。このプ
ローブ電極は、針状電極貫挿部分に筒部２１ａを有する
絶縁部材２１を有する。この筒部２１ａは、絶縁部材２
１から延出する針状電極１２ａ〜１２ｄの周面を覆うよ
うに形成されている。これにより、針状電極の測定部
分、すなわち先端部のみを露出させて、その他の部分を
絶縁することが可能となる。

【００２４】針状電極１２ａ〜１２ｄと絶縁部材２１と
は、例えば図４に示すように、嵌合されており、針状電
極１２ａ〜１２ｄを進退させることによりＬ２（筒部２
１ａから延出する長さ）を可変とすることができる。す
なわち、針状電極１２ａ〜１２ｄを同軸ケーブル側から
突出する方向に押し出すことにより、Ｌ２の長さを長く
することができ、針状電極１２ａ〜１２ｄを同軸ケーブ
ル側に引き込むことにより、Ｌ２の長さを短くすること
ができる。これにより、内臓に突き刺す長さを適宜変更
して、深くても浅くてもインピーダンス測定を可能とす
ることができる。

【００２５】具体的には、図４から分かるように、絶縁
部材２１の筒部２１ａの先端部には、凸部２１ｂが形成
されており、筒部２１ａに形成した貫通穴の穴径よりも
小さい穴径になっている。上述したように、針状電極１
２ａ〜１２ｄには、その周面に所定の間隔をおいて溝部
１４が形成されている。したがって、筒部２１ａの凸部
２１ｂが針状電極１２ａ〜１２ｄの溝部１４に嵌合する
ことにより、針状電極１２ａ〜１２ｄが絶縁部材２１に
保持されることになる。

【００２６】図５は、本発明の他の実施の形態に係る電
気特性測定装置のプローブ電極を示す図であり、（ａ）
は電極未使用時を示す図であり、（ｂ）は電極使用時を
示す図である。

【００２７】このプローブ電極は、針状電極１２ａ〜１
２ｄ及び絶縁部材をカバーするカバー部材３１が取り付
けられている。このカバー部材３１は、一旦が閉塞した
筒形状を有しており、閉塞した部分の針状電極１２ａ〜
１２ｄに対応する位置にそれぞれ貫挿穴３１ａが形成さ
れている。この貫挿穴３１ａは、針状電極１２ａ〜１２
ｄを貫挿できる程度の穴径を有している。

【００２８】このようなプローブ電極は、電極未使用時
は、図５（ａ）に示すように、カバー部材３１内に針状
電極１２ａ〜１２ｄを収納し、電極使用時は、図５
（ｂ）に示すように、カバー部材３１の貫挿穴３１ａか
ら針状電極１２ａ〜１２ｄを突出させる。このような構
成によれば、電極使用時のみ針状電極１２ａ〜１２ｄが
外に出るので、電極未使用時に体に針状電極１２ａ〜１
２ｄが接触することが無く非常に安全である。

【００２９】なお、この構成においては、針状電極１２
ａ〜１２ｄを保持した絶縁部材１１を電極使用時と電極
未使用時でカバー部材３１に対して移動可能にする必要
がある。例えば、絶縁部材１１を移動させるためのスラ
イドつまみなどを設けて、このスライドつまみを回転さ
せることにより、スライドつまみの回転に対応して絶縁
部材１１がカバー部材３１に対して進退させて、針状電
極１２ａ〜１２ｄがカバー部材３１から突出したり、収
納したりするように構成する。

【００３０】本実施の形態においては、４本の針状電極
を用いているが、内臓の腫れの分布を測定する場合に
は、針状電極の数は多い方が望ましいので、針状電極を
５本以上に設定しても良い。上記構成を有する生体電気
インピーダンス測定装置の動作について説明する。

【００３１】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、針状電極１２ａ
に送出する。

【００３２】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良い。
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、人体への影響
を考慮して、１〜２５６回が好ましい。

【００３３】インパルス信号を用いた場合には少ない時
間間隔（０．１μｓｅｃ程度）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、生体を負傷することなく、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」（P56〜P89）を参照されたい。

【００３４】差動増幅器８１は、２つの針状電極１２ｂ
（第３の電極），１２ｃ（第４の電極）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、針状電
極１２ｂと１２ｃ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、針状電極１２ｂ
と針状電極１２ｃ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。

【００３５】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。

【００３６】Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの針状電極１２
ａ，１２ｄ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、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。

【００３７】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。

【００３８】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ５に記憶された処理プ
ログラムにしたがって、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Ｖ
ｐ，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、ＣＰ
Ｕ３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。

【００３９】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。

【００４０】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、図７に示すように、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（Ｒｅは細胞外液抵抗、Ｒikは各細
胞の細胞内液抵抗、Ｃmkは各細抱の細胞膜容量であ
る）。したがって、この実施例では、実際に近い電気的
等価回路（図７参照）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６に示すように、中心が実軸より上が
った円弧となる。

【００４１】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。

【００４２】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。

【００４３】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、内臓の腫れ部分
の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比の良い計測が可態であ
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。

【００４４】また、最小二乗法によるカーブフィッティ
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。さら
に、針状電極１２ａ〜１２ｄと回路素子７３，８１，９
１との間に、カップリングコンデンサ７４，８０ａ，８
０ｂ，９０を介挿したので、生体に流れ込んだり、生体
中に流れている電流の直流分をカットでき、生体にとっ
ても装置にとっても安全である。

【００４５】さらに、測定信号発生器７２の出力抵抗を
発生する信号周波数のすべての領域にわたって１０ｋΩ
以上とすると共に、ＬＰＦ７３と針状電極１２ａとの間
にカップリングコンデンサ７４を介挿したので、針状電
極１２ａを実質的に定電流源とみなすことができ、生体
電気インピーダンス（１ｋΩ程度）によってプローブ電
流Ｉａの電流値が変化することがなく、生体に流れる電
流の最大値が決まり、生体にとって安全である。したが
って、被験者の内蔵の状態を一段と正確にかつ安全に推
計できる。このように、内臓の生体電気インピーダンス
を測定して、内臓の腫れ部分の水分を測定することがで
きるので、内臓の炎症度（腫れの状態）を知ることがで
きる。

【００４６】以上、この発明の実施例を図面を参照して
詳述してきたが、具体的な構成はこれらの実施例に限ら
れるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の
設計の変更があってもこの発明に含まれる。例えば、生
体電気インピーダンス測定装置と針状電極とを同軸ケー
ブルにより接続するように構成したが、通常の導線を使
用して接続してもよい。

【００４７】また、上記実施の形態では、絶縁部材と針
状電極を嵌合させて絶縁部材に針状電極を保持する場合
について説明しているが、本発明においては、絶縁部材
に針状電極を保持させる構成については特に制限はな
い。また、プローブ電極にカバー部材を設ける場合、カ
バー部材に対してプローブ電極を進退させる構成につい
てもスライドつまみに限定されない。

【００４８】また、上記実施の形態では、４本の針状電
極を用いて４端子法により生体電気インピーダンスを測
定して水分の測定を行う場合について説明しているが、
本発明においては、プローブ電流Ｉａの入出力及び電圧
測定用に２本の針状電極を用いて、その間の電圧と電流
から２端子法により生体電気インピーダンスを測定して
水分の測定を行うようにしても良い。

【００４９】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の電気特性
測定装置は、針状電極を突き刺すだけで、内臓の生体電
気インピーダンスを測定して、細胞外液量を測定するこ
とができるので、内臓の炎症度（腫れの状態）を簡単に
知ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態に係る電気特性測定装置
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】図１に示す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３】本発明の一実施の形態に係る電気特性測定装置
のプローブ電極を示す図であり、（ａ）は斜視図であ
り、（ｂ）は針状電極の貫挿部分の拡大図である。

【図４】本発明の他の実施の形態に係る電気特性測定装
置のプローブ電極を示す図である。

【図５】本発明の他の実施の形態に係る電気特性測定装
置のプローブ電極を示す図であり、（ａ）は電極未使用
時を示す図であり、（ｂ）は電極使用時を示す図であ
る。

【図６】人体のインピーダンス軌跡を示す図である。

【図７】人体の組織内細胞の実際に近い電気的等価回路
図である。

【符号の説明】

１ キーボード ３ ＣＰＵ（演算手段） ４ 表示部 １１ 絶縁部材（円柱状部材） １２ａ〜１２ｄ 針状電極 １３，２１ｂ 凸部 １４ 溝部 ２１ 絶縁部材 ２１ａ 筒部 ３１ カバー部材 ３１ａ 貫挿穴 ７２ 測定信号発生器 （信号発生手段の一部） ７２ａ 変調器（信号発生手段の一部） ７３ ＬＰＦ（信号発生手段の一部） ８１ 差動増幅器（電圧測定手段の一部） ８２ ＬＰＦ（電圧測定手段の一部） ８３ Ａ／Ｄ変換器（電圧測定手段の一部） ８４，９４ サンプリングメモリ ９１ Ｉ／Ｖ変換器（電流測定手段の一部） ９２ ＬＰＦ（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 Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐ 端子

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 測定信号を生成する信号発生手段と、 被験者の内蔵に刺して前記測定信号を内蔵に投入する針
   状電極と、 該針状電極に流れる電流を測定する電流測定手段と、 前記被験者の内蔵の所定の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、を備えることを特徴
   とする電気特性測定装置。
2. 【請求項２】 前記針状電極は、絶縁体である円柱状部
   材に貫通して挿入されていることを特徴とする請求項１
   記載の電気特性測定装置。
3. 【請求項３】 前記針状電極は、電圧測定のためのもの
   を含めて４本以上あることを特徴とする請求項１又は２
   記載の電気特性測定装置。
4. 【請求項４】 前記絶縁部材は、前記絶縁部材から突出
   するように設けられ、前記針状電極の周面を覆う筒部を
   有することを特徴とする請求項２記載の電気特性測定装
   置。
5. 【請求項５】 電極使用時に前記針状電極を突出させ、
   電極未使用時に前記針状電極を覆うカバー部材を備える
   ことを特徴とする請求項２記載の電気特性測定装置。
6. 【請求項６】 被験者の内臓に刺して測定信号を内蔵に
   投入する２本の第１針状電極と、 被験者の内蔵に刺して内蔵の所定の部位間で発生する電
   位差を出力する２本の第２針状電極と、 これら４本の針状電極を直線状に並べてそれぞれ貫通し
   て挿入する絶縁体である円柱状部材と、を備えることを
   特徴とする電気特性測定用プローブ。
7. 【請求項７】 前記絶縁部材は、前記絶縁部材から突出
   するように設けられ、前記針状電極の周面を覆う筒部を
   有することを特徴とする請求項６記載の電気特性測定用
   プローブ。
8. 【請求項８】 電極使用時に前記針状電極を突出させ、
   電極未使用時に前記針状電極を覆うカバー部材を備える
   ことを特徴とする請求項６記載の電気特性測定用プロー
   ブ。