JP2001321352A - Electric characteristic measuring device - Google Patents
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Landscapes
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
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Abstract
Description
【０００１】[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、被験者の身体のむくみを測定する
ことができる電気特性測定装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an electrical characteristic measuring device capable of measuring a swelling of a subject's body based on a bioelectrical impedance method.
【０００２】[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。2. Description of the Related Art The inventor of the present invention has previously applied for an apparatus using an M-sequence signal as a bioelectrical impedance measuring apparatus (Japanese Patent Laid-Open No. 10-14898). In the invention, by performing a Fourier transform on the four-terminal A / D-converted signal, bioelectric impedance at many frequencies is measured to calculate information on the water content inside and outside the cell. Although not described in the specification, this apparatus outputs an M-sequence signal many times and performs synchronous addition of each signal in order to improve the SN ratio of the signal.
【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）。[0003] The prior art will be described below. 2. Description of the Related Art In recent years, research on the electrical characteristics of living organisms has been conducted for the purpose of evaluating the body composition of humans and animals. The electrical properties of living organisms vary significantly depending on the type of tissue or organ, for example,
In the case of humans, the electrical resistivity of blood is around 150 Ω · cm, whereas the electrical resistivity of bone and fat is 1 to 5 kΩ · cm.
cm. The electrical characteristics of the living body are called bioelectric impedance, and are measured by passing a small current between a plurality of electrodes attached to the body surface of the living body. The method of estimating the body water distribution, body fat percentage, and body fat mass of the subject from the bioelectric impedance obtained in this way is called the bioelectric impedance method ("Bioelectric impedance method as an evaluation method of body composition", Baumgartner , RN, etc.
Authors, "Bioelectric Impedance and Its Clinical Application", Medical Electronics and Biotechnology, Hiroshi Kanai, 20 (3) Jun 1982, "Estimation of Body Water Distribution by Impedance Method and Its Application",
Medical electronics and biotechnology, Makoto Haeno, 23 (6) 1985, "Long-term measurement of urinary bladder volume by impedance method", Ergonomics, Yasuo Kuchimachi, 28 (3) 1992, etc.) .
【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。[0004] Bioelectric impedance is derived from the resistance of a living body to the current carried by ions in the body (resistance) and the reactance associated with various types of polarization processes created by cell membranes, tissue interfaces, or non-ionized tissue. Be composed. Capacitance, which is the reciprocal of reactance, causes a time delay in current rather than voltage, and creates a phase shift (phase shift). This value is the arctangent of the ratio of reactance to resistance (arctangent). It can be determined geometrically as a phase angle.
【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。The bioelectric impedance Z, the resistance R, the reactance X and the electric phase angle φ depend on the frequency. At very low frequencies f L , the bioelectrical impedance Z at the cell membrane-tissue interface is too high to conduct electricity. Thus, electricity flows only through the extracellular fluid and the measured bioelectrical impedance Z is purely a resistance R.
【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。Next, as the frequency increases, the current penetrates the cell membrane, the reactance X increases, and the phase angle φ increases. The magnitude of the bioelectrical impedance Z is equal to the value of the vector defined by Z 2 = R 2 + X 2 . The frequency at which both the reactance X and the phase angle φ are maximized is called a critical frequency f C , which is one electrical characteristic value of a living body that is a conductive conductor. Beyond this critical frequency f C , the cell membrane-tissue interface loses its capacitive capacity, and the reactance X decreases accordingly. At very high frequencies f H , the bioelectrical impedance Z is again purely equivalent to the resistance R.
【０００７】図５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ｆH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。FIG. 5 is an electrical equivalent circuit diagram (equivalent circuit model) of the human body. In this figure, Cmk represents the cell membrane capacity, and Rik and Re represent the intracellular fluid resistance and the extracellular fluid resistance, respectively. At low frequencies f L , the current is mainly flowing in the extracellular space, and the impedance Z is equal to the extracellular fluid resistance Re. At high frequencies f H , the current passes through the cell membrane completely, and the cell membrane capacitance Cmk is substantially equivalent to being short-circuited. Accordingly, the impedance at high frequency f H Z
Is the combined resistance Ri · Re / (Ri + Re), (1 / Ri
= Σ1 / Rik).
【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。According to the method described above, the intracellular fluid resistance R
i and the extracellular fluid resistance Re can be determined, and based on these, the lean body mass of the subject can be estimated, and a change in body water distribution can be estimated based on a change in these resistances Re and Ri. As a bioelectrical impedance measuring device that performs measurement / estimation of each of these parameters by injecting a small sine wave current of a plurality of frequencies arbitrarily selected into a living body and digitally processing the obtained signal, there is a special table. 6-5
The thing described in 06854 is known.
【０００９】ここで、むくみに関して、従来のむくみを
測定する方法として、特開平１０−１３７１９３号公報
に記載されているものがある。この方法によれば、皮膚
の表層の誘電率を測定して皮膚表層の水による誘電緩和
を求め、それによって皮膚表層の水分濃度を求め、得ら
れた水分濃度を指標としてむくみを評価する。Here, as a conventional method for measuring swelling, there is a method described in JP-A-10-137193. According to this method, the dielectric constant of the skin surface layer is measured by measuring the dielectric constant of the skin surface layer, whereby the moisture concentration of the skin surface layer is determined, and the swelling is evaluated using the obtained moisture concentration as an index.
【００１０】また、上述した方法の他に、測定対象部位
の周囲長の変化を測定する方法、測定対象部位の体積変
化を測定する方法、測定対象部位を触診によって判定す
る方法、超音波断層撮影法により、体内の器官の大きさ
の変化を測定する方法等がある。[0010] In addition to the above-described methods, a method of measuring a change in the perimeter of a measurement target portion, a method of measuring a volume change of the measurement target portion, a method of determining the measurement target portion by palpation, an ultrasonic tomography There is a method of measuring a change in the size of an organ in the body by a method.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、これら
の方法、特に、測定対象部位の周囲長の変化を測定する
方法や測定対象部位の体積変化を測定する方法は、被験
者におけるむくみの変化を知ることはできるが、むくみ
の程度の絶対値を得ることはできない。そのため複数の
被験者の間の相互間でむくみの程度を対比することがで
きない。また、触診でむくみを測定する方法では、医師
が皮膚の上から指で押し、その後、指を離して元に戻る
程度を見て診断する。早く戻ればむくんでいないが、戻
りにくい状態の場合はむくんでいると診断される。However, these methods, in particular, a method for measuring a change in the perimeter of a measurement target portion and a method for measuring a change in volume of a measurement target portion require that the change in swelling in the subject be known. Can be obtained, but the absolute value of the degree of swelling cannot be obtained. Therefore, it is not possible to compare the degree of swelling among a plurality of subjects. In the method of measuring swelling by palpation, a doctor presses with a finger from above the skin, then releases the finger and returns to the original state to make a diagnosis. If you return early, you are not swollen, but if it is difficult to return, you are diagnosed as swollen.
【００１２】この診断は熟練を要し、特定の者しか判定
できない上、診断する医師によっても診断結果にばらつ
きが生じる。また、前述した方法と同様でむくみの程度
を絶対値で評価することができず、他の被験者との間で
診断する上で問題がある。本発明はこのような課題に鑑
みてなされたものであり、被験者のむくみを高い精度で
定量的に測定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。This diagnosis requires skill and can be determined only by a specific person, and the diagnosis results vary depending on the diagnosing doctor. In addition, the degree of swelling cannot be evaluated by an absolute value as in the above-described method, and there is a problem in diagnosing with another subject. The present invention has been made in view of such a problem, and an object of the present invention is to provide an electrical characteristic measuring device capable of quantitatively measuring the swelling of a subject with high accuracy.
【００１３】[0013]
【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
スを演算する演算手段と、前記被験者の体の所定の表面
部位間に圧力を加えることができる加圧手段と、該加圧
手段によって加えられた圧力を計測する圧力センサと、
を有するものである。According to the present invention, there is provided an electric characteristic measuring apparatus comprising: signal generating means for generating a measuring signal; and current measuring means for measuring a current flowing when the generated measuring signal is applied to a subject's body. A voltage measuring means for measuring a potential difference generated between predetermined surface portions of the subject's body, and a bioelectric impedance from a current value measured by the current measuring means and a voltage value measured by the voltage measuring means. Calculating means for calculating, pressurizing means capable of applying pressure between predetermined surface parts of the body of the subject, a pressure sensor for measuring the pressure applied by the pressurizing means,
It has.
【００１４】また、前記加圧手段によって加えられる圧
力を増加させたときに、前記演算手段によって演算され
る生体電気インピーダンスの増加が飽和し始めるときの
前記圧力を細胞外液圧力として測定する細胞外液圧力測
定手段を備えることで、測定者の主観によらない客観的
なむくみの評価をすることができる。Further, when the pressure applied by the pressurizing means is increased, the pressure at which the increase in the bioelectrical impedance calculated by the calculating means begins to saturate is measured as an extracellular fluid pressure. With the provision of the liquid pressure measuring means, it is possible to evaluate the swelling objectively independent of the subjectivity of the measurer.
【００１５】さらに、前記演算手段は、前記細胞外液圧
力からむくみの度合いを演算することで、直接むくみの
度合いを知ることができる。また、前記信号発生手段
は、複数の周波数の測定信号又は１０ｋＨｚ以下の周波
数の測定信号を発生することで、被験者に必要以上に大
きな電流を流さずに正確な測定をすることができる。Further, the calculating means calculates the degree of swelling from the extracellular fluid pressure, so that the degree of swelling can be known directly. In addition, the signal generating means generates a measurement signal having a plurality of frequencies or a measurement signal having a frequency of 10 kHz or less, so that accurate measurement can be performed without flowing an unnecessarily large current to the subject.
【００１６】また、前記細胞外液圧力測定手段は、前記
加圧手段によって加えられる圧力が０のときの生体電気
アドミッタンス対圧力特性の一次近似直線と、前記加圧
手段によって加えられる圧力を増加させたときに、前記
生体電気アドミッタンスが飽和した後の生体電気アドミ
ッタンス対圧力特性の一次近似直線との交点の圧力を前
記細胞外液圧力とすることで、さらに客観的かつ正確な
測定をすることができる。ここで、インピーダンスはア
ドミッタンスの逆数であるから、例えばインピーダンス
が増加とはアドミッタンスが減少の意味でも用いる。Further, the extracellular fluid pressure measuring means increases the pressure applied by the pressure means and a first-order approximation straight line of the bioelectric admittance-pressure characteristic when the pressure applied by the pressure means is zero. When, at the time of the bioelectrical admittance is saturated, the pressure at the intersection of the first-order approximation straight line of the bioelectrical admittance vs. pressure characteristics as the extracellular fluid pressure, it is possible to perform more objective and accurate measurement it can. Here, since the impedance is the reciprocal of the admittance, for example, an increase in the impedance is also used to mean a decrease in the admittance.
【００１７】[0017]
【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
インピーダンスから時定数やむくみの程度等の数量を算
出するためのＣＰＵ（中央演算処理装置）３と、このＣ
ＰＵ３によって算出された被験者の体Ｂの生体電気イン
ピーダンスやむくみの程度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、むくみを
測定すべき患者の四肢に装着され、その四肢の部分に圧
力を送り、また、その圧力を解放するカフ７と、カフ７
の圧力を監視する圧力センサ８と、カフ７に空気を送る
ポンプ９と、から概略構成されている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. The case where the present invention is used for a bioelectrical impedance measuring device will be described in detail. FIG. 1 is a block diagram showing an electrical configuration of the measuring device. As shown in FIG. 1, a bioelectrical impedance measuring device of this example includes a keyboard 1 and a body B of a subject.
The probe current Ia is sent out as a measurement signal to thereby control the measurement processing unit 2 for digitally processing the voltage / current information obtained from the subject's body B, and each unit of the apparatus. A CPU (Central Processing Unit) 3 for calculating the quantity such as the time constant and the degree of swelling from the bioelectric impedance of the human body based on the C
A display unit 4 for displaying the bioelectric impedance of the subject B, the degree of swelling, and the like calculated by the PU3.
ROM 6, which stores a processing program of CPU 3,
A RAM 5 in which a data area for temporarily storing various data (for example, the height, weight, gender, amount of extracellular fluid and intracellular fluid, etc. of the subject) and a working area of the CPU 3 are set, and a limb of a patient whose swelling is to be measured A cuff 7 attached to the limb to send pressure to the limb portion and release the pressure;
And a pump 9 for sending air to the cuff 7.
【００１８】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。The keyboard 1 is used by a measurer to input a measurement start switch for instructing the start of measurement, a human body characteristic item such as height, weight, gender, and age of the subject, and a total measurement time T and a measurement interval t. The operation data of each key supplied from the keyboard 1 is converted into a key code by a key code generation circuit (not shown), and
Supplied to
【００１９】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。The measurement processing unit 2 is attached to a PIO (parallel interface) 71, a measurement signal generator 72, a low-pass filter (hereinafter, referred to as LPF) 73, a coupling capacitor 74, and a predetermined part of the body. An output processing circuit including a surface electrode Hc; and surface electrodes Hp, Lp, and L that are also attached to a predetermined part of the body.
c, coupling capacitors 80a, 80b, 90, differential amplifier 81, I / V converter (current / voltage converter) 9
1. L composed of an analog anti-aliasing filter
PFs 82 and 92, an A / D converter 83.93, and an input processing circuit including sampling memories (ring buffers) 84 and 94.
【００２０】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。In the measurement processing section 2, the measurement signal generator 7
2 is equal to or more than 10 kΩ over the entire signal frequency range in which the output resistance is generated, and every time a signal generation instruction signal is supplied from the CPU 3 via the PIO 71 at a predetermined cycle t during the entire measurement time T, The longest linear code (maximal li
LPF7 that repeatedly generates the probe current Ia of the (near codes) series (M series) a predetermined number of times and uses the generated probe current Ia as a measurement signal to remove high-frequency noise.
3 and a coupling capacitor 74 that removes the DC component from flowing to the subject's body B so as not to flow to the surface electrode Hc. The value of the probe current Ia is, for example, 500 to
800 μA. The supply period of the signal generation instruction signal is set to a measurement interval t set by the measurer using the keyboard 1.
Matches. Further, in this example, the number of repetitions of the probe current (measurement signal) Ia is 1 to 256 per signal generation instruction signal. The number of repetitions may be arbitrarily set by the measurer using the keyboard 1.
The number of repetitions increases as the number of repetitions increases. However, although it is a minute current, it may adversely affect the human body when continuously applied to the human body for a long time. Therefore, the number of repetitions is preferably 1 to 256.
【００２１】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。Here, the M-sequence signal will be described. The M-sequence signal is a code signal generally used in a spread-spectrum communication system or a spread-spectrum ranging system, and is the longest code sequence generated by a shift register or a delay element having a certain length. Say. A binary M-sequence generator that generates an M-sequence signal having a length of (2 n -1) bits (n is a positive integer) is composed of an n-stage shift register and a logical combination of the n-stage states. And a logic circuit (exclusive logic circuit) that feeds back to the input of the shift register. M at a certain sample time (clock time)
The output of the sequence generator and the state of each stage is a function of the output of the feedback stage at the immediately preceding sample time. In this embodiment, an M-sequence generator having eight stages (n = 8) of shift registers is used. Further, the frequency of the shift clock of the shift register is set to 2 MHz.
【００２２】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。When an impulse signal is used, energy concentrates in a short time interval (0.1 μsec), whereas a probe current using an M-sequence signal contains many frequency components, Since the energy is dispersed to about 1 msec, it does not damage the living body, and occurs at a time interval sufficiently shorter than the pulse or respiratory cycle. Absent. Furthermore, for example, in the case of a rectangular wave signal with a duty of 50%, the amplitude of the frequency spectrum is large at low frequencies,
Since the frequency characteristic of the SN ratio deteriorates in the high frequency region because it is small at high frequencies, the M-sequence signal has a substantially flat frequency characteristic of the SN ratio because the amplitude of the frequency spectrum is substantially flat over the entire frequency region. is there. Note that M
For details of the sequence signal, see “Spread Spectrum Communication System” by RCDixon (p.56 to p.89).
【００２３】図２は、本実施の形態の電気インピーダン
ス測定装置の使用の状態を模式的に示す図である。本実
施の形態では、被験者の右足のふくらはぎのむくみを測
定する場合について説明する。カフ７を測定すべき部位
に巻き付け、固定する。表面電極Ｈｃ（第１電極）は、
測定時、被験者の右の足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、カフ７をは
さんでその反対側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、
被験者の右足の部分から体Ｂに入る。FIG. 2 is a diagram schematically showing a state of use of the electrical impedance measuring device of the present embodiment. In the present embodiment, a case will be described in which the swelling of the calf of the right leg of the subject is measured. Cuff 7 is wrapped around the part to be measured and fixed. The surface electrode Hc (first electrode)
At the time of measurement, the right electrode of the subject is electrically conductively attached to the right leg, and the surface electrode Lc (second electrode) is electrically conductively attached to the opposite side of the cuff 7 with the adhesive method. Therefore, the measurement signal (probe current) Ia is
The subject enters the body B from the right foot.
【００２４】また、表面電極Ｈｐ（第３電極）は、被験
者の右の足で表面電極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、
右の足の表面電極Ｌｃの内側に粘着方式により導電可能
に貼り付けられる。したがって、表面電極Ｈｃ，Ｌｃ
を、表面電極Ｈｐ，Ｌｐの外側に貼り付ける。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。The surface electrode Hp (third electrode) is electrically conductively attached to the inside of the surface electrode Hc with the right foot of the subject by an adhesive method, and the surface electrode Lp (fourth electrode) is
It is electrically conductively adhered to the inside of the surface electrode Lc of the right foot by an adhesive method. Therefore, the surface electrodes Hc, Lc
Is attached outside the surface electrodes Hp and Lp. Each of the surface electrodes Hp, Lp, Hc, Lc is connected to the measuring cable 10.
Connected to the bioelectrical impedance measuring device 100.
【００２５】次に測定信号処理について説明する。カフ
７に空気ポンプ９によって空気を送り、測定すべき部位
に圧力（外力）を加える。このとき加える圧力と共に測
定される生体電気インピーダンスが変化するが、次第に
変化が緩慢になって、やがていくら圧力を高くしても生
体電気インピーダンスが変化しなくなる。その圧力を高
めていった際に生体電気インピーダンスの変化が飽和し
始めるところの圧力を演算する。Next, the measurement signal processing will be described. Air is sent to the cuff 7 by the air pump 9 to apply a pressure (external force) to a portion to be measured. At this time, the measured bioelectric impedance changes with the applied pressure, but the change gradually becomes slow, and the bioelectric impedance does not change even if the pressure is increased. The pressure at which the change in the bioelectrical impedance starts to saturate when the pressure is increased is calculated.
【００２６】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、被験者の右足の電圧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降下電圧であ
る。The differential amplifier 81 shown in FIG. 1 detects a potential (potential difference) between two surface electrodes Hp and Lp. That is, when the probe current Ia is applied to the body B of the subject, the differential amplifier 81 detects the voltage Vp of the right foot of the subject and inputs the voltage Vp to the LPF. This voltage Vp
Is a voltage drop between the surface electrode Hp and the surface electrode Lp due to the bioelectric impedance of the body B of the subject.
【００２７】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。The LPF 82 removes high frequency noise from the voltage Vp and supplies it to the A / D converter 83. LPF
The cutoff frequency 82 is lower than half the sampling frequency of the A / D converter 83. Thereby, aliasing noise generated in the A / D conversion processing by the A / D converter 83 is removed. The A / D converter 83 converts the noise-removed voltage Vp into a digital signal at a predetermined sampling cycle every time the digital conversion signal Sd is supplied from the CPU 3, and converts the digitized voltage Vp to the sampling cycle. The data is supplied to the sampling memory 84 every time.
【００２８】次に、表面電極Ｌｃは、図２に示すよう
に、被験者の右の足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１
０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。Next, as shown in FIG. 2, the surface electrode Lc is attached to the right foot of the subject by an adhesive method.
Between the surface electrode Hc and the coupling capacitor 90 (see FIG. 1), the measurement cable 1 which is a double shielded wire
0 is connected. The I / V converter 91 detects a current flowing between the two surface electrodes Hc and Lc and converts the current into a voltage. That is, the I / V converter 91 outputs the probe current Ia
Is injected into the body B of the subject, the probe current Ia flowing between the right legs of the subject is detected and converted into the voltage Vc.
Supply to LPF92.
【００２９】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。The LPF 92 removes high-frequency noise from the input voltage Vc and supplies it to the A / D converter 93.
The cutoff frequency of the LPF 92 is lower than half the sampling frequency of the A / D converter 93. In this case, A /
The aliasing noise generated in the A / D conversion processing by the D converter 93 is removed. The A / D converter 93 converts the noise-removed voltage Vc into a digital signal at a predetermined sampling cycle every time the digital conversion signal Sd is supplied from the CPU 3, and converts the digitized voltage Vc into a sampling cycle. The data is supplied to the sampling memory 94 every time.
【００３０】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。The CPU 3 starts measurement by the above-described measurement processing unit 2 according to the processing program stored in the ROM 6, and detects the detection voltages Vp and V at a predetermined sampling cycle.
After sampling c for a predetermined number of times, the following processing is performed in addition to the control for stopping the measurement. That is, the CPU 3
First, the voltages Vp and Vc, which are functions of time, stored in the sampling memories 84 and 94 are sequentially read out, and the voltages Vp (f) and Vc (f) (f Is converted to a frequency), and averaging is performed to calculate bioelectric impedance Z (f) {= Vp (f) / Vc (f)} for each frequency.
【００３１】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
∞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。Next, based on the obtained bioelectric impedance Z (f) for each frequency, the CPU 3 obtains an impedance locus D as shown in FIG. From the obtained impedance locus D, the bioelectric impedance R0 of the body B of the subject at the frequency of 0 and the bioelectric impedance R0 at the infinite frequency are obtained.
∞ is calculated, and from the calculation result, the intracellular fluid resistance and the extracellular fluid resistance of the body B of the subject are calculated.
【００３２】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５：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。In an actual human body tissue, cells of various sizes are arranged irregularly. Therefore, an electrical equivalent circuit close to the actual one has a series of a capacitance and a resistor having a time constant τ = Cmk · Rik. It is represented by a distributed constant circuit in which connection elements are distributed (FIG. 5: Re is extracellular fluid resistance, Rik is intracellular fluid resistance of each cell, and Cmk is cell membrane capacity of each cell). Therefore, the impedance locus D of the human body is an arc whose center is higher than the real axis as shown in FIG.
【００３３】図４は、生体電気アドミッタンス対圧力特
性を表す図である。カフ７に空気を送り続けると細胞外
液が次第に締め出される。その結果、細胞外液抵抗が上
がりインピーダンスが変わる。図中Ｙｅは、細胞外液ア
ドミッタンス（低周波のアドミッタンス）であり、細胞
外液抵抗Ｒの逆数、すなわちＹｅ＝１／Ｒｅである。カ
フ７を介して圧力Ｐをかけることにより細胞外液は加圧
部分の外に排出され、Ｙｅは減少する。さらに圧力を加
え続けると、ある時点（図４中、Ｑ）で細胞外液のほと
んどすべてが、圧力が加えられている部分の外部に押し
出されて、Ｙｅは変化しなくなる（図４中Ｐｅの部
分）。このＰｅの値を細胞外液圧としてむくみを判定評
価する。FIG. 4 is a diagram showing bioelectric admittance versus pressure characteristics. If air is continuously supplied to the cuff 7, the extracellular fluid is gradually shut out. As a result, extracellular fluid resistance increases and impedance changes. In the figure, Ye denotes extracellular fluid admittance (low frequency admittance), which is the reciprocal of extracellular fluid resistance R, ie, Ye = 1 / Re. By applying the pressure P through the cuff 7, the extracellular fluid is discharged out of the pressurized portion, and Ye decreases. When the pressure is further applied, at a certain point (Q in FIG. 4), almost all of the extracellular fluid is pushed out of the portion where the pressure is applied, and Ye does not change (Pe in FIG. 4). part). The value of Pe is determined as extracellular fluid pressure, and swelling is determined and evaluated.
【００３４】すなわち、細胞外液が少ない正常の場合は
細胞外液圧Ｐｅの値が小さいが、加圧によって押し出さ
れる細胞外液が多ければ、それを押し出すのに必要な細
胞外液圧Ｐｅの値は大きくなり、この細胞外液圧Ｐｅは
むくみ判定評価の対象となる。That is, the value of the extracellular fluid pressure Pe is small when the extracellular fluid is small and normal, but when the extracellular fluid pushed out by pressurization is large, the extracellular fluid pressure Pe required to push it out is reduced. The value increases, and this extracellular fluid pressure Pe becomes a target of the swelling determination evaluation.
【００３５】従来はカフ圧力をかけてから開放した後に
生体電気インピーダンスが元に戻る時間を定性的に観察
することにより細胞外液量を推定してむくみを判定して
いた。本発明では、加圧しながら、細胞外液アドミッタ
ンスＹｅ＝１／Ｒｅを測定し、このＹｅが一定になった
ときの細胞外液圧Ｐｅを測定して、その値によりむくみ
を評価する。Conventionally, swelling is determined by estimating the amount of extracellular fluid by qualitatively observing the time when the bioelectrical impedance returns to the original state after the cuff pressure is applied and then released. In the present invention, the extracellular fluid admittance Ye = 1 / Re is measured while applying pressure, and the extracellular fluid pressure Pe when this Ye becomes constant is measured, and the swelling is evaluated based on the value.
【００３６】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、カ
フ７を測定すべき部位に巻き付け、固定する。表面電極
Ｈｃ（第１電極）は、測定時、被験者の右の足に導電可
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、カフ７をはさんでその反対側に粘着方式によ
り導電可能に貼り付けられる。When the bioelectrical impedance measuring apparatus 100 having the above configuration is used, first, before the measurement, the cuff 7 is wound around a portion to be measured and fixed. At the time of measurement, the surface electrode Hc (first electrode) is conductively attached to the right leg of the subject by an adhesive method, and the surface electrode Lc (second electrode) is used.
The electrode is sandwiched between the cuff 7 and conductively attached to the opposite side by an adhesive method.
【００３７】また、表面電極Ｈｐ（第３電極）は、被験
者の右の足で表面電極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、
右の足の表面電極Ｌｃの内側に粘着方式により導電可能
に貼り付けられる。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。The surface electrode Hp (third electrode) is conductively attached to the inside of the surface electrode Hc with the right foot of the subject by an adhesive method, and the surface electrode Lp (fourth electrode) is
It is electrically conductively adhered to the inside of the surface electrode Lc of the right foot by an adhesive method. Next, the measurer (or the subject himself)
Using the keyboard 1 of the bioelectrical impedance measuring device 100, the human body characteristic items such as the height, weight, sex, and age of the subject are input, and the total measurement time T from the measurement start to the measurement end, the measurement interval t, etc. Set. Data and set values input from the keyboard 1 are stored in the RAM 5
Is stored.
【００３８】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。そ
の後、カフ７に空気ポンプ９によって空気を送る。Next, when the measurer (or the subject) turns on the measurement start switch of the keyboard 1, the CPU 3
Sends a signal generation instruction signal to the measurement signal generator 72 of the measurement processing unit 2 after performing a predetermined initial setting. Thereafter, air is sent to the cuff 7 by the air pump 9.
【００３９】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
験者の足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。Thus, the measurement signal generator 72 repeatedly generates the M-sequence probe current Ia a predetermined number of times, and outputs the LPF 73, the coupling capacitor 74,
The measurement signal Ia of 500 to 800 μA is transmitted to the surface electrode Hc (see FIG. 2) attached to the subject's foot via the measurement cable 10 which is a double shielded wire.
The first measurement is started by flowing through the body B of the subject from the surface electrode Hc.
【００４０】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足で生じた電圧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，Ｌ
ｃが貼り付けられた右足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。When the measurement signal Ia is applied to the body B of the subject, the voltage Vp generated by the right leg to which the surface electrodes Hp and Lp are attached is detected by the differential amplifier 81 of the measurement processing unit 2 and the LPF 82 is detected. After that, it is supplied to the A / D converter 83. On the other hand, in the I / V converter 91, the surface electrodes Hc, L
After the probe current Ia flowing through the right foot to which the “c” is attached is detected and converted to the voltage Vc,
/ D converter 93. At this time, a digital conversion signal Sd is supplied from the CPU 3 to the A / D converters 83 and 93 in each sampling cycle.
【００４１】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。The A / D converter 83 converts the voltage Vp into a digital signal each time the digital conversion signal Sd is supplied, and supplies the digital signal to the sampling memory 84. The sampling memory 84 sequentially stores the digitized voltage Vp. On the other hand, the A / D converter 93 converts the voltage Vc into a digital signal each time the digital converted signal Sd is supplied, and supplies the digital signal to the sampling memory 94. The sampling memory 94 sequentially stores the digitized voltage Vc.
【００４２】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。The CPU 3 calculates the probe current (measurement signal) I
When the number of repetitions of “a” reaches a preset number, after performing control to stop the measurement, first, the voltages Vp, which are stored in the sampling memories 84 and 94 and are a function of time, as a function of time.
The voltages Vp (f) and Vc (f), which are functions of frequency, are sequentially read out and subjected to Fourier transform processing.
(F is a frequency), and after averaging, bioelectric impedance Z (f) (= Vp (f) /
Vc (f)) is calculated.
【００４３】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。Next, the CPU 3 performs curve fitting based on the calculated bioelectrical impedance Z (f) for each frequency by a calculation method of the least squares method, and obtains an impedance locus D as shown in FIG. From the obtained impedance locus D, the body B of the subject
Bioelectric impedance R0 at frequency 0 and bioelectric impedance R イ ン ピ ー ダ ン ス at frequency infinity (corresponding to the X-axis coordinate value of the point where the arc of the impedance locus D intersects the X-axis)
Is calculated, and the intracellular fluid resistance and the extracellular fluid resistance of the body B of the subject are calculated from the calculation result.
【００４４】この２つの値を算出した後、前に詳述した
ように、図４に示すような変化に基づいた細胞外液圧Ｐ
ｅを算出する。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。After calculating these two values, the extracellular fluid pressure P based on the change as shown in FIG.
e is calculated. Next, the CPU 3 determines whether or not the total measurement time T has elapsed, and if it is determined that the elapsed time has elapsed,
The subsequent measurement processing is terminated, and if it has not elapsed, the same measurement processing is started again after waiting for a time t corresponding to the measurement interval to elapse. Then, the above process is repeated until the entire measurement time T has elapsed.
【００４５】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。Further, according to the configuration of this example, the probe current Ia disperses in energy of about 1 msec despite containing many frequency components, and the amplitude of the frequency spectrum is substantially flat over the entire frequency range. Since the M-sequence signal is used, in the measurement of the state of body fat and the distribution of water in the body, the living body is not damaged, and the influence of respiration and pulse can be removed. Measurement is possible. Further, the measurement signal can be generated only from the shift register and the plurality of logic circuits, so that the configuration becomes very simple.
【００４６】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。Further, since the bioelectric impedance at the infinite frequency can be obtained by using the curve fitting method based on the least square method, the influence of stray capacitance and external noise can be avoided, and the capacitance component of the cell membrane is not included. Pure extracellular fluid resistance and intracellular fluid resistance can be determined. that's all,
The embodiments of the present invention have been described in detail with reference to the drawings. However, the specific configuration is not limited to these embodiments, and there may be a design change or the like without departing from the gist of the present invention. You may.
【００４７】算出する生体電気パラメータは、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、並び
にこれらの一部であってもよい。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。The bioelectric parameter to be calculated may be the above bioelectric impedance or bioelectric admittance, or a part thereof. In addition, the location where the electrode is attached is not limited to the hand or foot. The shift register and the logic circuit constituting the M-sequence generator are not limited to a hardware configuration or a software configuration.
【００４８】さらに、測定信号の周波数は複数でなくて
も、１０ｋＨ以下の低周波数であれば細胞外液抵抗を精
度良く測定することができる。また、図４に示す生体電
気アドミッタンス対圧力特性において、カフによって加
えられる圧力が０のときの生体電気アドミッタンス対圧
力特性の一次近似直線と、カフによって加えられる圧力
を増加させたときに、生体電気アドミッタンスが飽和し
た後の生体電気アドミッタンス対圧力特性の一次近似直
線との交点の圧力を細胞外液圧力とすれば、さらに客観
的かつ正確な測定をすることができる。Further, even if the frequency of the measurement signal is not plural, if the frequency is as low as 10 kHz or less, the extracellular fluid resistance can be accurately measured. In the bioelectrical admittance vs. pressure characteristic shown in FIG. 4, a linear approximation line of the bioelectrical admittance vs. pressure characteristic when the pressure applied by the cuff is 0, and when the pressure applied by the cuff is increased, If the pressure at the intersection of the linear approximation line of the bioelectric admittance and the pressure characteristic after the admittance is saturated is set as the extracellular fluid pressure, more objective and accurate measurement can be performed.
【００４９】また、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、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。Further, in the above-described embodiment, a case has been described where the height, weight, sex, and age of the subject are input as the human body characteristic items. However, if necessary, items such as race may be added. Good. The calculated bioelectric parameters of the human body may be output to a printer. Further, a pulse wave sensor or a sensor capable of detecting a respiratory cycle may be attached to a human body, and the measurement timing may be set based on the output signal of each sensor.
【００５０】[0050]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
被験者の体の所定の表面部位間に加圧手段によって圧力
を加え、このとき演算された生体電気インピーダンスに
基づいて演算された物理量の変化、すなわち、圧力手段
により圧力を加えたときに細胞外液抵抗の値が変化しな
くなったときの圧力の値によってむくみを評価判定する
ため被験者のむくみを高い精度で定量的に測定すること
ができる。As described above, according to the present invention,
A pressure is applied between the predetermined surface portions of the body of the subject by the pressurizing means, and a change in a physical quantity calculated based on the bioelectrical impedance calculated at this time, that is, extracellular fluid is applied when the pressure is applied by the pressure means Since the swelling is evaluated and determined based on the pressure value when the resistance value no longer changes, the swelling of the subject can be quantitatively measured with high accuracy.
【図１】本発明の一実施の形態である電気インピーダン
ス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing an electrical configuration of an electrical impedance measuring device according to an embodiment of the present invention.
【図２】本実施の形態の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。FIG. 2 is a diagram schematically showing a state of use of the electrical impedance measuring device of the present embodiment.
【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。FIG. 3 is a diagram illustrating an impedance locus of a human body according to the present embodiment.
【図４】生体電気アドミッタンス対圧力特性を表す図で
ある。FIG. 4 is a diagram showing bioelectric admittance versus pressure characteristics.
【図５】人体の組織内細胞を表す電気的等価回路図であ
る。FIG. 5 is an electrical equivalent circuit diagram showing cells in a tissue of a human body.
１ キーボード ３ ＣＰＵ（演算手段） ４ 表示部 ７ カフ ８ 圧力センサ ９ 空気ポンプ 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） 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） 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（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DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Keyboard 3 CPU (calculation means) 4 Display part 7 Cuff 8 Pressure sensor 9 Air pump 10 Measurement cable 72 Measurement signal generator (part of signal generation means) 73 LPF (part of signal generation means) 81 Differential amplifier (Part of voltage measuring means) 82 LPF (part of voltage measuring means) 84, 94 Sampling memory 91 I / V converter (part of current measuring means) 92 LPF (part of current measuring means) 100 bioelectric Impedance measuring device (electrical characteristic measuring device) Hc surface electrode Lc surface electrode Hp surface electrode Lp surface electrode
Claims (5)
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、 前記被験者の体の所定の表面部位間に圧力を加えること
ができる加圧手段と、 該加圧手段によって加えられた圧力を計測する圧力セン
サと、を有することを特徴とする電気特性測定装置。1. A signal generation means for generating a measurement signal; a current measurement means for measuring a current flowing when the generated measurement signal is applied to a body of a subject; Voltage measuring means for measuring a potential difference to be performed; calculating means for calculating bioelectrical impedance from a current value measured by the current measuring means and a voltage value measured by the voltage measuring means; An electrical characteristic measuring device, comprising: a pressurizing means capable of applying a pressure between surface portions; and a pressure sensor for measuring a pressure applied by the pressurizing means.
増加させたときに、前記演算手段によって演算される生
体電気インピーダンスの増加が飽和し始めるときの前記
圧力を細胞外液圧力として測定する細胞外液圧力測定手
段を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。2. An extracellular cell for measuring the pressure as an extracellular fluid pressure when the increase in bioelectrical impedance calculated by the calculating means starts to saturate when the pressure applied by the pressurizing means is increased. 2. The electrical characteristic measuring device according to claim 1, further comprising a liquid pressure measuring unit.
むくみの度合いを演算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。3. The electrical characteristic measuring device according to claim 2, wherein said calculating means calculates a degree of swelling from said extracellular fluid pressure.
定信号又は１０ｋＨｚ以下の周波数の測定信号を発生す
ることを特徴とする請求項１乃至３いずれかに記載の電
気特性測定装置。4. The electrical characteristic measuring apparatus according to claim 1, wherein said signal generating means generates a measurement signal having a plurality of frequencies or a measurement signal having a frequency of 10 kHz or less.
手段によって加えられる圧力が０のときの生体電気アド
ミッタンス対圧力特性の一次近似直線と、前記加圧手段
によって加えられる圧力を増加させたときに、前記生体
電気アドミッタンスが飽和した後の生体電気アドミッタ
ンス対圧力特性の一次近似直線との交点の圧力を前記細
胞外液圧力と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. The extracellular fluid pressure measuring means increases the pressure applied by the pressurizing means and a first-order approximation straight line of the bioelectric admittance-pressure characteristic when the pressure applied by the pressurizing means is zero. 3. The electric characteristic measuring apparatus according to claim 2, wherein, when the bioelectric admittance is saturated, a pressure at an intersection with a first-order approximation straight line of the bioelectric admittance-pressure characteristic is set as the extracellular fluid pressure. .
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