JP2001245865A

JP2001245865A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2001245865A
Application number: JP2000062119A
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: 2000-03-07
Filing date: 2000-03-07
Publication date: 2001-09-11

Abstract

(57)【要約】【課題】例えば、病院内の精密電子医療機器が配置さ
れている環境において、電磁波によるノイズをできるだ
け低減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】本発明による電気特性測定装置１００
は、体の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いて必要な被験者のデータを算出す
る。さらに本電気特性測定装置は、異なる周波数のＡ，
Ｂクロック７，８を備えており、計測・計算時以外の時
間帯は、遅いクロックを使用する。したがって、全体と
して装置から放射される電磁波が低減され、周囲の電子
精密機器へのノイズの影響を大幅に低減することができ
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、被験者の身体の種々の物理量を測
定する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。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。

【０００５】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。

【０００６】図４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Ｃmk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。

【０００７】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、被験者の除脂肪体重等を推計でき、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６−５
０６８５４号公報に記載のものが知られている。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】ところで、このような
装置を、例えば、病院のベッドに寝ている患者の電気特
性測定装置として被験者に電極を接続することを考慮す
る場合、特に人工透析なども行う状態ではベッドの周囲
には精密機器が密集して配置されている。このような環
境では、精密な電子医療機器に対するノイズによる影響
を避けるために、例えば携帯電話の使用は禁止されてい
る。したがって、この電気特性測定装置も電磁波による
障害（ＥＭＩ：ＥlectroＭagnetic Ｉnterference）に
対する対策の対象となり、その機器の作動中に発生する
ノイズをできるだけ低減することが求められる。本発明
はこのような課題に鑑みてなされたものであり、病院内
の精密電子医療機器が配置されている環境において、電
磁波による障害をできるだけ低減することができる電気
特性測定装置を提供することを目的とする。

【０００９】

【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
ス又は生体電気インピーダンスに基づく物理量を演算す
る演算手段と、前記各手段を駆動する、速いクロックパ
ルスと遅いクロックパルスを選択的に発生するクロック
パルス発生手段と、前記信号発生手段、電流測定手段及
び電圧測定手段による測定の開始に際して前記遅いクロ
ックパルスから速いクロックパルスに変更し、前記演算
手段による演算の終了に際して前記速いクロックパルス
から遅いクロックパルスに変更する制御手段と、を備え
るものである。

【００１０】

【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。この例の生体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ＲＡＭ
５と、ＣＰＵ３を駆動するためのクロックパルスを発生
するＡクロック７と、このＡクロック７と周波数が異な
り、Ａクロック７より遅い周波数のクロックパルスを発
生するＢクロック８と、から概略構成されている。

【００１１】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。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，
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）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。

【００１２】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。

【００１３】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。

【００１４】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。

【００１５】図２は、本実施の形態の電気特性測定装置
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
可能に粘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、被験者の右手の部分から体Ｂに入る。また、表
面電極Ｈｐ（第３電極）は、被験者の右の手甲部Ｈ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、右の足甲部Ｌに粘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。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ
は、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。

【００１６】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Ｈｐは、被験者の右の手甲部Ｈ
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は、右の足甲部Ｌに粘着方式により導電可能
に貼り付けられる。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。

【００１７】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。

【００１８】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１０で接続されている。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。

【００１９】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。

【００２０】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ６に記憶された処理プ
ログラムに従って、またＡクロック７のクロックパルス
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，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、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。

【００２１】次に、ＣＰＵ３は、引き続いてＡクロック
７のクロックパルスに従って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３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Ｒ
0 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。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４：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
３に示すように中心が実軸より上がった円弧となる。

【００２２】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、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。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
れ粘着方式により張り付ける（このとき、表面電極Ｈ
ｃ, 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、ＲＡ
Ｍ５に記憶される。

【００２３】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、Ａクロック７のクロックパルスに従って、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１０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。

【００２４】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、表面電極Ｈ
ｃ，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、ＬＰＦ９
２を経てＡ／Ｄ変換器９３へ供給される。このとき、Ｃ
ＰＵ３からは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器８
３，９３に対してデジタル変換信号Ｓｄが供給される。

【００２５】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。ＣＰＵ３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。

【００２６】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３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。そして、ＣＰＵ３は、
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ＲＡＭ５に記憶すると共に、表示部４に表示する。

【００２７】ところで、上述したように、本発明の電気
特性測定装置のこのような測定／計算時にはＣＰＵ３を
速い周波数のＡクロック７（図１参照）で作動させる。
この場合、Ａクロック７に４０ＭＨｚのクロックを使用
すると、測定と計算で２秒ぐらいかかる。これに対し、
Ａクロック７の１／１６の周波数であるＢクロック８を
用いると約３０秒ぐらいかかってしまう。次に、ＣＰＵ
３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。その後、ＣＰＵ３がキー待ち等の待機状態になる。
この待機状態では、遅い周波数のＢクロック８（図１参
照）を使用する。実際には、ＣＰＵ３は、測定・計算以
外の時間帯の方が非常に多く、したがって、ほとんどの
時間帯は、この遅い周波数のＢクロック８によって作動
することになる。

【００２８】このように測定・計算時にのみ速い周波数
のＡクロック７を使用し、待機状態の他のほとんどの時
間帯には、遅い周波数のＢクロック８を用いることによ
って、全体として本電気特性測定装置のノイズを低減す
ることができ、周囲の電子機器に対しての影響を大幅に
低下することができる。また、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。

【００２９】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。例えば、本実施の形態では、２つ
のクロック７，８を用いるものとして説明したが、１つ
のクロックの周波数を切り替えるタイプのものを用いる
こともできる。

【００３０】さらに、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。

【００３１】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。

【００３２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
測定・計算に必要な短い時間帯だけ通常の処理速度で、
その他の時間帯であるほとんどの時間帯には遅いクロッ
クを使用するために、装置の応答を遅くすることなく、
装置本体から放射される電磁波を大幅に低減することが
でき、周囲の精密電子医療機器への影響を大幅に低減す
ることができるために、安心して装置を使用することが
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４】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７Ａクロック（クロックパルス発生手段の一部）８Ｂクロック（クロックパルス発生手段の一部）１０測定用ケーブル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
ピーダンス又は生体電気インピーダンスに基づく物理量
を演算する演算手段と、前記各手段を駆動する、速いクロックパルスと遅いクロ
ックパルスを選択的に発生するクロックパルス発生手段
と、前記信号発生手段、電流測定手段及び電圧測定手段によ
る測定の開始に際して前記遅いクロックパルスから速い
クロックパルスに変更し、前記演算手段による演算の終
了に際して前記速いクロックパルスから遅いクロックパ
ルスに変更する制御手段と、を備えることを特徴とする
電気特性測定装置。