JP2001327475A

JP2001327475A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2001327475A
Application number: JP2000148078A
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: 2000-05-19
Filing date: 2000-05-19
Publication date: 2001-11-27

Abstract

(57)【要約】【課題】測定時にのみ動作する必要がある回路部への
電源供給を測定時にのみ行うことで、消費電力の低減を
図った電気特性測定装置を提供する。【解決手段】演算制御部３は、測定の開始に先立って
通電指令ＰＡＣを出力し、電源スイッチ手段１０を導通
状態に制御することで、アナログ回路用電源ＶＡを測定
用回路部１へ供給させる。演算制御部３は、測定用回路
部１の動作が安定した時点で、測定用信号発生部１１か
ら測定用信号Ｉａを出力させる。測定用信号Ｉａを生体
に供給した結果得られた電気信号は測定用回路部１で増
幅され、Ａ／Ｄ変換器２１，２３でデジタルデータに変
換され、各サンプリングメモリ２２，２４に格納され
る。演算制御部３は、一連の測定が終了した時点で通電
指令ＰＡＣの出力を停止し、測定用回路部１への給電を
停止させる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は電気特性測定装置に
係り、詳しくは、測定時にのみ動作する必要がある回路
部への電源供給を測定時にのみ行うことで不要な電力消
費を削減した電気特性測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】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（人）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,2
8(3) 1992 等参照）。

【０００３】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】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７は人体の組織内細胞を表す電気的等価
回路図（等価回路モデル）である。この図において、Ｒ
ｅは細胞外液抵抗、Ｒｉｋ（ｋ＝１，２，３，…）は各
細胞の細胞内液抵抗、Ｃｍｋ（ｋ＝１，２，３，…）は
各細胞の細胞膜容量を表している。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）に等
しい。ここで、１／Ｒｉ＝Σ（１／Ｒｉｋ）である。

【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】また、特開平１０−８０４０６号公報に
は、生体から得られる情報を処理することにより健康管
理に有益な情報を提供する健康管理指針アドバイス装置
において、商用電源で照明装置を点灯させ、その照射光
を光電変換素子で電力に再変換して装置本体部へ供給す
ることで、装置本体部を商用電源から電気的に絶縁する
技術が記載されている。

【０００９】さらに、本出願人は特開平１０−１４８９
８号公報で、長さが（２ⁿ−１）ビットの最長線形符号
信号（Ｍ系列符号信号）を測定用信号として用いること
で、生体電気インピーダンスを全周波数帯域に亘って良
好に測定できるようにした生体電気インピーダンス装置
を提案している。

【００１０】このような生体電気インピーダンス装置
は、大きく区分して、測定用回路部と演算処理部と電源
部とから構成されている。測定用回路部は、測定用信号
を生成して生体に供給し、生体に発生した電圧ならびに
生体に流れる電流を検出して出力する。演算処理部は、
検出した電流，電圧に基づいて生体インピーダンスを演
算し、必要に応じ生体インピーダンスに基づいて体脂肪
や体水分分布等の推計演算をして、それらの演算結果を
表示装置等に出力する。電源部は、測定用回路部ならび
に演算処理部に電力を供給する。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】従来の生体電気インピ
ーダンス測定装置は、その装置に電源が投入された状態
では、全ての回路部に電源を供給している。生体に測定
用信号を供給して測定を行う時間は一般に極めて短い時
間であるにも拘らず、測定用回路に継続的に電源を供給
している。したがって、測定時以外は測定用回路で不要
な電力を消費していることになる。このため、生体電気
インピーダンス測定装置の電力消費が必要以上に大きく
なり、省電力（節電）の観点からも望ましくない。ま
た、消費電力が大きいため、電源部を電池とした場合に
（電池電源駆動の場合に）、充分な駆動時間を確保でき
ないという問題が生ずることがある。本発明はこのよう
な課題に鑑みてなされたものであり、不要な電力消費を
削減し、電池駆動にも好適な省電力（節電）型の電気特
性測定装置を提供することを目的とする。

【００１２】

【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電圧に
変換する電流／電圧変換手段と、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増幅する増幅手段と、
前記増幅手段によって増幅された電位差をアナログ／デ
ジタル変換する第１Ａ／Ｄ変換器と、前記電流／電圧変
換手段によって、変換された電圧をアナログ／デジタル
変換する第２Ａ／Ｄ変換器と、前記第１Ａ／Ｄ変換器及
び第２Ａ／Ｄ変換器の出力から生体電気インピーダンス
を演算する演算手段と、前記信号発生手段、電流／電圧
変換手段、増幅手段、第１Ａ／Ｄ変換器、及び、第２Ａ
／Ｄ変換器の内少なくとも１つに対して、測定の開始に
応じて電源を供給し、測定の終了に応じて電源の供給を
止める通電制御手段と、を備える。また、前記電源の供
給源として電池を用いることで、測定時以外の消費電力
を低減させているので、電池で長時間の使用が可能であ
る。

【００１３】

【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は本発明の第１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。第１実施の形態の生体電気インピーダンス測定装置
１００は、測定用回路部１と、Ａ／Ｄ変換処理部２と、
演算制御部３と、入力操作部４と、表示部５と、出力イ
ンタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部６と、電池電源部７と、
主電源スイッチ８と、安定化電源装置９と、電源スイッ
チ手段１０とからなる。

【００１４】測定用回路部１は、生体に測定用信号を供
給しその結果得られる生体電気信号を検出するものであ
る。この測定用回路部１は、測定用信号発生部１１と、
ローパスフィルタ（ＬＰＦ）１２と、測定用信号出力用
のカップリングコンデンサ１３と、電圧入力用の各カッ
プリングコンデンサ１４ａ，１４ｂと、差動増幅器１５
と、アナログアンチエイリアシングフィルタからなるＬ
ＰＦ１６と、電流入力用のカップリングコンデンサ１７
と、電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器１８と、アナログアン
チエイリアシングフィルタからなるＬＰＦ１９とからな
る。符号Ｈｃ，Ｌｃは測定用信号供給用の電極、符号Ｈ
ｐ，Ｌｐは電圧検出用の電極である。

【００１５】測定用信号発生部１１は、演算制御部３か
ら出力インタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部６を介して測定
用信号発生指令が供給されると、測定用信号として予め
設定したパルス波形のプローブ電流Ｉａを生成して出力
する。測定用信号発生部１１から出力されたプローブ電
流Ｉａは、ＬＰＦ１２で高周波ノイズ成分等が除去さ
れ、直流成分を伝達を阻止するカップリングコンデンサ
１３を介して電極Ｈｃに供給される。測定用信号発生部
１１の出力インピーダンス（出力抵抗）は、生体の電気
インピーダンスよりも充分に大きな値（例えば１０ＫΩ
以上）としている。これにより、プローブ電流Ｉａの定
電流化を図っている。

【００１６】なお、測定用信号発生部１１は、演算制御
部３から供給される測定用信号設定指令等に基づいて測
定用信号のパルス波形やパルス幅を可変できる構成とし
てもよい。さらに、測定用信号設定指令等に基づいて最
長線形符号信号（Ｍ系列符号信号）を生成して出力でき
る構成としてもよい。

【００１７】図２は生体電気インピーダンス測定装置の
使用状態を模式的に示す説明図である。測定に際して、
測定用信号供給用の一方の電極Ｈｃは被験者Ｂの右手甲
部Ｈに取り付けられ、測定用信号供給用の他方の電極Ｌ
ｃは右足甲部Ｌに取り付けられる。これにより測定用信
号であるプローブ電流Ｉａは、被験者Ｂの右手Ｈ部分か
ら右足Ｌ部分に至る主に右半身を流れることになる。電
圧検出用の一方の電極Ｈｐは被験者Ｂの右手甲部Ｈに取
り付けられ、電圧検出用の他方の電極Ｌｐは右足甲部Ｌ
に取り付けられる。ここで、電圧検出用の各電極Ｈｐ，
Ｌｐは測定用信号供給用の各電極Ｈｃ，Ｌｃの取り付け
位置よりも身体の中心に近い側に取り付けられる。各電
極Ｈｃ，Ｌｃ，Ｈｐ，Ｌｐは各測定用ケーブル（シール
ド線）１１０を介し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。

【００１８】図１に示すように、電圧検出用の各電極Ｈ
ｐ，Ｌｐで検出された電位は、各カップリングコンデン
サ１４ａ，１４ｂを介して差動増幅器１５の各差動入力
端子へそれぞれ供給される。差動増幅器１５は、プロー
ブ電流Ｉａを供給したことによって各電極Ｈｐ，Ｌｐ間
（被験者の右手足間）に発生した電圧（電位差）を所定
の増幅率で増幅して、右手足間に発生した電圧に対応し
た検出電圧信号（電圧に係る信号）Ｖｐを出力する。こ
の検出電圧信号Ｖｐは、ＬＰＦ１６を介してＡ／Ｄ変換
処理部２へ供給される。

【００１９】電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器１８は、測定
用信号供給用の各電極Ｈｃ，Ｌｃ間を流れる電流（測定
用信号を供給したことによって被験者の右手足間に流れ
た電流）を検出し、その電流に対応した電圧へ変換す
る。電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器１８から出力された検
出電流に対応した電圧信号（電流に係る信号）Ｖｃは、
ＬＰＦ１９を介してＡ／Ｄ変換処理部２へ供給される。
なお、各ＬＰＦ１６，１９のカットオフ（遮断）周波数
は、Ａ／Ｄ変換処理部２におけるサンプリング周波数の
１／２よりも低く設定している。これにより、Ａ／Ｄ変
換処理において折り返し雑音が発生しないようにしてい
る。

【００２０】Ａ／Ｄ変換処理部２は、測定用回路部１か
ら出力される電圧に係る信号Ｖｐならびに電流に係る信
号Ｖｃを、予め設定したサンプリング周期でサンプリン
グ（標本化）してデジタルデータへ変換し、変換したデ
ジタルデータを時系列との対応を付けて一時記憶するも
のである。このＡ／Ｄ変換処理部２は、各Ａ／Ｄ変換器
２１，２３と各サンプリングメモリ２２，２４とで構成
している。検出電圧信号Ｖｐは一方のＡ／Ｄ変換器２１
でＡ／Ｄ変換され、その変換結果は一方のサンプリング
メモリ２２に格納される。検出電流に係る電圧信号Ｖｃ
は他方のＡ／Ｄ変換器２３でＡ／Ｄ変換され、その変換
結果は他方のサンプリングメモリ２４に格納される。サ
ンプリングのタイミング、Ａ／Ｄ変換後のデジタルデー
タのサンプリングメモリへの書き込み等の制御は、演算
制御部３によってなされる。

【００２１】演算制御部３は、入力操作部４からの操作
要求等に基づいてこの生体電気インピーダンス測定装置
１００の全体動作を制御するとともに、測定用信号Ｉａ
を生体に供給したことによって検出された電圧に係る信
号Ｖｐ並びに電流に係る信号ＶｃのＡ／Ｄ変換データに
基づいて生体電気インピーダンスを演算し、必要に応じ
て生体電気インピーダンスに基づいて体脂肪や体水分分
布等の推計演算をして、それらの演算結果を表示する。

【００２２】この演算制御部３は、ＣＰＵ３１、ＲＯＭ
３２、ＲＡＭ３３と図示しないクロック発生回路、バス
インタフェース回路等からなるマイクロコンピュータシ
ステムを用いて構成している。なお、ＲＯＭ３２、ＲＡ
Ｍ３３や周辺回路を内蔵した１チップマイクロコンピュ
ータを用いて演算制御部３を構成してもよい。ＲＯＭ３
２にはＣＰＵ３１の処理プログラムが予め格納されてい
る。ＲＡＭ３３は、各種データの一時記憶領域並びにＣ
ＰＵ３１の作業領域として利用される。

【００２３】また、本実施の形態では、ＣＰＵ３１を利
用しプログラム制御によって通電制御手段３４を構成し
ている。そして、通電制御手段３４と電源スイッチ手段
１０とで、測定用回路部に測定時にのみ電力を供給する
電力供給制御手段を構成している。通電制御手段３４
は、生体電気インピーダンスの測定開始に先立って通電
指令ＰＡＣを出力し、生体電気インピーダンスの測定が
終了した時点で通電指令ＰＡＣの出力を停止する。

【００２４】入力操作部４は、測定の開始を指示した
り、測定項目を選択したり、必要に応じて測定の条件を
設定したり、被験者に関する情報（例えば、身長、体
重、性別、年令等）を入力したりするためのもので、そ
れらの操作等に必要な各種のキー等を備える。各種のキ
ー等の操作は、図示しないキー操作検出回路等で検出さ
れ、図示しないキーコード発生回路等でキーコード等に
変換されて、ＣＰＵ３１へ供給される。

【００２５】表示部５は、操作方法の説明を表示した
り、測定項目や被験者に関する情報の入力を補助するた
めのガイダンス等を表示をしたり、測定結果等を表示し
たりするものである。本実施の形態では、液晶表示器と
液晶表示駆動回路等からなる液晶表示装置を用いて表示
部５を構成している。出力インタフェース（Ｉ／Ｆ）回
路部６は、演算制御部３（ＣＰＵ３１）から出力された
測定用信号発生指令や測定用信号設定指令等を、演算制
御部３とは異なる電源で動作している測定用回路部１へ
供給するためのものである。この出力インタフェース
（Ｉ／Ｆ）回路部６は、電源電圧が異なる回路間であっ
ても論理信号を確実に伝達することのできるレベルシフ
ト回路等を用いて構成している。

【００２６】電池電源部７は、この生体電気インピーダ
ンス測定装置１００にその動作に必要な電力を供給する
もので、１次電池又は２次電池を用いて構成している。
なお、２次電池を用いる場合には、２次電池を充電する
ための充電回路、又は、充電用の端子を設けるようにし
てもよい。２次電池を充電可能な構成として場合、２次
電池の充電中は測定用回路部１への電源供給を禁止する
構成が望ましい。２次電池の充電中は、測定開始の操作
がなされてもそれを受け付けないようにしてもよい。さ
らに、電池電源部７に電池電圧又は電池容量を監視する
回路を設け、その監視出力を演算制御部３へ供給するこ
とで、電池電圧が低下又は電池容量が減少した際にはそ
の旨を表示部５等に表示させるようにしてもよい。な
お、電池電圧又は電池容量を監視する回路は、安定化電
源装置９側に設けるようにしてもよい。

【００２７】主電源スイッチ８は、この生体電気インピ
ーダンス測定装置１００を使用する際に操作者によって
操作されるスイッチである。主電源スイッチ８がオン状
態（導通状態）に操作されると、電池電源部７から安定
化電源装置９へ電力が供給される。

【００２８】安定化電源装置９は、電池電源部７から供
給される電力に基づいて、アナログ回路用電源ＶＡなら
びにデジタル回路用電源ＶＤを生成して出力する。安定
化電源装置９は、出力電圧安定化機能を備えたＤＣ−Ｄ
Ｃコンバータ等を用いて構成している。これにより、電
池電圧が若干低下等した場合でも、安定した電源電圧を
得ることができる。なお、安定化電源装置９内のアナロ
グ回路用電源ＶＡの生成部は、ＤＣ−ＤＣコンバータの
後段にシリーズレギュレータを設ける構成として、スイ
ッチング雑音やリップル成分が極めて少ない良好な電源
を供給するようにしてもよい。なおこの場合、シリーズ
レギュレータを測定用回路部１側に設けるようにしても
よい。また、安定化電源装置９内のアナログ回路用電源
ＶＡの生成部は、ＤＣ−ＤＣコンバータを備えずにシリ
ーズレギュレータのみを備える構成としてもよい。測定
用回路部１が正負の電源を必要とする回路構成である場
合には、安定化電源装置９内のアナログ回路用電源ＶＡ
の生成部は、正負の電源を供給する構成とする。

【００２９】デジタル回路用電源ＶＤは、Ａ／Ｄ変換処
理部２、演算制御部３、入力操作部４、表示部５ならび
に出力インタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部６へ供給され
る。なお、図１においては、入力操作部４、表示部５な
らびに出力インタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部６に対する
電源供給ラインの図示を省略している。アナログ回路用
電源ＶＡは、電源スイッチ手段１０を介して測定用回路
部１へ供給される。

【００３０】電源スイッチ手段１０は、演算制御部３か
ら通電指令ＰＡＣが供給されるとオン（導通）状態とな
ることで、アナログ回路用電源ＶＡを測定用回路部１へ
供給する。この電源スイッチ手段１０は、例えば電界効
果トランジスタ等のスイッチング素子を用いて構成して
いる。なお、電源スイッチ手段１０は、リレー（継電
器）とリレー駆動回路とから構成してもよい。

【００３１】次に、以上の構成における生体電気インピ
ーダンス測定装置１００の動作を説明する。なお、主電
源スイッチ８はオン状態に操作され、入力操作部４によ
って測定項目の設定ならびに被験者に関する情報の入力
がなされているものとする。また、各電極Ｈｃ，Ｌｃ，
Ｈｐ，Ｌｐは図２に示したように被験者の所定の位置に
装着されているものとする。

【００３２】ＣＰＵ３１は、入力操作部４によって測定
開始の操作がなされたことを検出すると、通電要求を通
電制御手段３４に通知する。通電制御手段３４は、通電
要求に基づいて通電指令ＰＡＣを出力する。この通電指
令ＰＡＣによって電源スイッチ手段１０はオン状態とな
り、アナログ回路用電源ＶＡが測定用回路部１へ供給さ
れる。ＣＰＵ３１は、通電要求を発生した時点（測定用
回路部１へ給電が開始された時点）から予め設定した測
定用回路部動作安定時間が経過した時点で、測定用信号
発生指令を出力する。この測定用信号発生指令は、出力
インタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部６を介して測定用信号
発生部１１へ供給され、測定用信号発生部１１によって
測定用信号（プローブ電流）Ｉａが生成・出力される。

【００３３】なお、測定用信号発生部１１が測定用信号
設定指令に基づいて測定用信号のパルス波形やパルス幅
を可変できる構成である場合、ＣＰＵ３１は測定用信号
設定指令を出力した後に測定用信号発生指令を出力す
る。また、測定用信号発生部１１がＤ／Ａ変換器を備え
ＣＰＵ３１から供給される一連の測定用信号生成用デジ
タルデータに基づいて測定用信号を発生する構成である
場合、ＣＰＵ３１は測定用信号設定指令や測定用信号発
生指令を出力することなく、測定用信号発生部１１に対
して測定用信号生成用デジタルデータを所定の周期で順
次供給することで、測定用信号を発生させる。

【００３４】ＣＰＵ３１は、測定用信号発生指令を出力
した時点からＡ／Ｄ変換処理部２を動作状態に制御す
る。これにより、測定用回路部１から出力される電圧に
係る信号Ｖｐならびに電流に係る信号Ｖｃは各Ａ／Ｄ変
換器２１，２３でデジタルデータへ変換され、各サンプ
リングメモリ２２，２４にそれぞれ格納される。ＣＰＵ
３１は、測定用信号発生指令を出力した時点から予め設
定した測定時間が経過した時点でＡ／Ｄ変換動作を停止
させるとともに、測定が終了したことを通電制御手段３
４へ通知する。通電制御手段３４は、この通知を受ける
と通電指令ＰＡＣの出力を停止する。これにより、電源
スイッチ手段１０はオフ（非導通）状態となり、測定用
回路部１への電源供給は停止される。

【００３５】次に、ＣＰＵ３１は、各サンプリングメモ
リ２２，２４に格納された各データを逐次読み出してフ
ーリエ変換処理を施すことによって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】図３は人体のインピーダンス軌跡の一例を
示すグラフである。図３において、横軸（Ｘ軸）は抵抗
成分を、縦軸（Ｙ軸）は容量成分、符号Ｄはインピーダ
ンス軌跡を示している。Ｒ０，Ｒ５０，Ｒ∞はそれぞれ
周波数が０Ｈｚ，５０ＫＨｚ，無限大の時のインピーダ
ンスである。ＣＰＵ３１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
算手法を用いて、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、図７に示したように、時定数τ＝Ｃｍｋ・Ｒｉ
ｋ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、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。

【００３８】次に、ＣＰＵ３１は、算出された細胞内液
抵抗Ｒｉ、細胞外液抵抗Ｒｅ、及び入力操作部４から入
力された被験者の身長、体重、性別、年令等の特徴デー
タ等に基づいて、予め処理プログラムの中に組み込まれ
ている身体組成推定式を利用して、被験者の体の体脂肪
率、脂肪重量、除脂肪体重、細胞内液量、細胞外液量、
体内水分量（体液量）等をそれぞれ算出し、算出した結
果を表示部５に表示させる。

【００３９】生体電気インピーダンス測定装置では、全
使用時間の中で測定用回路部１によって生体電気インピ
ーダンスの実質的な測定を行う時間は極めて短時間であ
り、測定条件，被験者の特徴データ等の入力や測定結果
の確認に要する時間が全使用時間のほとんどである。本
発明に係る生体電気インピーダンス測定装置は、測定を
行うときだけ測定用回路部へ電力を供給する構成とした
ので、電力消費を削減することができ、電池電源での駆
動時間を長くすることができる。

【００４０】図４は本発明の第２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。第２実施の形態に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置２００は、測定用回路部２１０に各Ａ／Ｄ
変換器２１，２３を含めることで、各Ａ／Ｄ変換器２
１，２３への電力供給も測定時にのみ行うようにしたも
のである。また、電源スイッチ手段１０の後段にアナロ
グ回路用電源ＶＡを生成するためのアナログ回路用安定
化電源装置９Ａを設けることで、測定時以外は安定化電
源装置９Ａでの電力消費を削減するようにしたものであ
る。各Ａ／Ｄ変換器２１，２３はアナログ回路用電源Ｖ
Ａで動作させている。

【００４１】演算制御部２３０内のＣＰＵ３１は、各Ａ
／Ｄ変換器２１，２３から順次出力されるデジタルデー
タをＲＡＭ３３に書き込む構成としている。これによ
り、図１に示した各サンプリングメモリ２２，２４を削
除して、その分の消費電力の低減を図っている。

【００４２】なお、演算制御部２３０内に、電気的にデ
ータの書き込みならびに消去が可能な不揮発性メモリ
（図示しない）を設け、この不揮発性メモリにＡ／Ｄ変
換データを格納するようにしてもよい。このような構成
とすることで、主電源スイッチ８をオフにしても測定結
果データを記憶しておくことができる。不揮発性メモリ
のデータ書き込み時間がＡ／Ｄ変換周期よりも短い場合
には、ＣＰＵ３１はＡ／Ｄ変換データを不揮発性メモリ
へ直接書き込むようにしてもよい。

【００４３】ＣＰＵ３１と測定用回路部２１０との間に
（ＣＰＵ３１と各Ａ／Ｄ変換器２１，２３ならびに測定
用信号発生部１１との間に）、論理電圧レベルの変換機
能ならびに入出力間を高インピーダンス状態にできる機
能を備えた入出力インタフェース回路部２２０を設け、
この入出力インタフェース回路部２２０を介してサンプ
リングタイミングを指定する情報やＡ／Ｄ変換データの
送受を行うようにしている。また、この入出力インタフ
ェース回路部２２０を介して測定用信号発生部１１へ測
定用信号発生指令等を供給するようにしている。そし
て、この入出力インタフェース回路部２２０の電源入力
端子（ＶＤＤ）にデジタル回路用電源ＶＤを供給すると
ともに、入出力インタフェース回路部２２０のイネーブ
ル入力端子（ＥＮＡ）に通電指令ＰＡＣを供給すること
で、測定時にのみ入出力インタフェース回路部２２０を
動作状態（ＣＰＵ３１と各Ａ／Ｄ変換器２１，２３との
間でデータの送受ができ、また、ＣＰＵ３１から測定用
信号発生部１１へデータを供給できる状態）とし、非測
定時は両者間を高インピーダンス状態にしている。

【００４４】デジタル回路用電源ＶＤは、デジタル回路
用安定化電源装置９Ｄで生成して供給するようにしてい
る。なお、デジタル回路用安定化電源装置９Ｄを設けず
に、電池電源をデジタル回路用電源ＶＤとして直接供給
するようにしてもよい。アナログ回路用安定化電源装置
９Ａは測定用回路部２１０内に設けるようにしてもよ
い。なお、デジタル回路用電源ＶＤの電源電圧とアナロ
グ回路用電源ＶＡの電源電圧とが同一の場合は、デジタ
ル回路用安定化電源装置９Ｄのみを設け、そのデジタル
回路用安定化電源装置９Ｄの電源出力をデジタル系の各
回路部へ供給するとともに、電源スイッチ手段１０を介
して測定用回路部２１０へ供給する構成としてもよい
し、アナログ回路用安定化電源装置９Ａのみを設け、そ
の電源出力をデジタル系の各回路部へ供給するととも
に、電源スイッチ手段１０を介して測定用回路部２１０
へ供給する構成としてもよい。この場合、測定用回路部
２１０への電源供給ライン等に高周波ノイズ等の電源雑
音を除去するための電源フィルタ回路を設けるのが望ま
しい。

【００４５】上記以外の構成は、図１に示したものを同
じである。生体電気インピーダンスの測定を行う際に
は、ＣＰＵ３１を用いて構成した通電制御手段３４から
通電指令ＰＡＣが出力され、この通電指令ＰＡＣに電源
スイッチ手段１０がオン状態にされてアナログ回路用安
定化電源装置９Ａに電池電源部７から電力が供給され
る。これにより、アナログ回路用安定化電源装置９Ａに
よってアナログ回路用電源ＶＡが生成・出力され、測定
用回路部２１０へ供給される。ＣＰＵ３１は、測定結果
であるＡ／Ｄ変換データの取り込みを完了すると、通電
指令ＰＡＣの出力を停止させる。これにより、測定用回
路部２１０への給電が停止される。

【００４６】ここで、ＣＰＵ３１は、通電指令ＰＡＣを
出力させた時点から予め設定した安定化時間が経過した
時点で測定用信号発生指令等を出力して実際の測定を開
始させるようにしている。安定化時間は、アナログ回路
用安定化電源装置９Ａの動作が安定化し（アナログ回路
用電源ＶＡの電圧が安定化し）、かつ、測定用回路部２
１０内の各回路の動作が安定化するまでの時間を考慮し
て設定している。

【００４７】第２実施の形態に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置２００は、第１実施の形態に係る生体電気
インピーダンス測定装置１００と比較して、非測定時に
おける各Ａ／Ｄ変換器２１，２３の消費電力を削減する
ことができる。また、第２実施の形態に係る生体電気イ
ンピーダンス測定装置２００は、アナログ回路用安定化
電源装置９Ａの無負荷時（負荷に電力を供給していない
時）の消費電力を削減できる。

【００４８】図５は本発明の第３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。第３実施の形態に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置３００は、外部制御信号に基づいて電源装
置の動作／停止を制御することのできる安定化電源装置
３０９を用いてアナログ回路用電源ＶＡを生成し、測定
用回路部２１０へ供給する構成としたものである。外部
制御信号として前述の通電指令ＰＡＣを用いることで、
測定時にのみ安定化電源装置３０９を動作状態にして、
測定用回路部２１０へ電力を供給する。安定化電源装置
３０９に図１，図４に示した電源スイッチ手段１０の機
能が含まれているため、電源スイッチ手段１０を設ける
必要がない。スイッチングレギュレータ型の電源装置で
は、１次側のスイッチング動作を停止させることで、シ
リーズレギュレータ型の電源装置では、主電流経路を構
成するトランジスタをカットオフ状態に制御すること等
によって、電源装置の動作を停止させることができる。

【００４９】図６は本発明の第４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。第４実施の形態に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置４００は、生体電気インピーダンスの測定
を行なった結果のデータを記憶しておき、そのデータを
例えばパーソナルコンピュータ等の他の装置へ供給でき
るようにしたものである。また、第４実施の形態に係る
生体電気インピーダンス測定装置４００は、単一の電源
で各回路部を動作させるようにしたものである。

【００５０】この生体電気インピーダンス測定装置４０
０は、測定用回路部４１０と、入出力インタフェース
（Ｉ／Ｆ）回路部４２０と、制御部４３０と、データ記
憶部４４０と、データ出力部４５０と、操作入力部４６
０と、電池電源部４７０と、主電源スイッチ８と、電源
スイッチ手段１０とからなる。

【００５１】測定用回路部４１０の構成ならびに入出力
インタフェース（Ｉ／Ｆ）回路部４２０の構成は、図
４，図５に示したものと同じである。なお、本実施の形
態はアナログ回路部とデジタル回路部とで電源を分離せ
ずに、全ての回路部に電池電源を直接供給する構成とし
ている。このため、入出力インタフェース（Ｉ／Ｆ）回
路部４２０において、別電源間の論理レベルを整合させ
るためのレベルシフト機能は不要である。入出力インタ
フェース（Ｉ／Ｆ）回路部４２０は、トライステート出
力型の双方向バスバッファ回路等を用いて構成してもよ
い。

【００５２】制御部４３０は、専用の論理回路を組み込
んだＡＳＩＣ等の集積回路で構成している。なお、制御
部４３０は、１チップマイクロコンピュータ等を用いて
構成してもよい。制御部４３０内には、通電制御手段３
４を設けている。データ記憶部４４０は、測定結果であ
る電圧並びに電流に係るデジタルデータを記憶するもの
で、例えばＥＥ−ＰＲＯＭ等の不揮発性メモリを用いて
構成している。

【００５３】データ出力部４５０は、データ記憶部４４
０に記録されたデジタルデータ（Ａ／Ｄ変換データ）を
例えばパーソナルコンピュータ等の外部装置へ供給する
ためのものである。このデータ出力部４５０は、デジタ
ルデータ（Ａ／Ｄ変換データ）をシリアルデータに変換
して出力する構成でもよいし、無線や赤外線等の利用し
てデータ伝送を行う構成でもよい。

【００５４】入力操作部４６０は、測定を開始させるた
めのキーや測定結果であるデータを出力させるキー等を
備える。電池電源部４７０は、２次電池を備えるととも
に、充電のための回路や端子を備える構成としてもよ
い。入力操作部４６０によって測定開始の操作がなされ
ると、制御部４３０は通電指令ＰＡＣを出力する。これ
により、電源スイッチ手段１０がオン状態になり、測定
用回路部４１０に電池電源部４７０から電力が供給され
る。制御部４３０は通電指令ＰＡＣを出力した時点から
所定の回路動作安定化時間が経過した時点で、測定用信
号発生指令を出力して測定用信号発生部１１から測定用
信号（プローブ電流）Ｉａを出力させるとともに、各Ａ
／Ｄ変換器２１，２３のＡ／Ｄ変換動作の制御を行う。
そして、制御部４３０は、各Ａ／Ｄ変換器２１，２３か
ら出力される各Ａ／Ｄ変換データを逐次取り込んで、デ
ータ記録部４４０に時系列との対応を付けて順次格納す
る。制御部４３０は、一連の測定が終了した時点で通電
指令ＰＡＣの出力を停止させる。これにより、測定用回
路部４１０への給電が停止される。

【００５５】入力操作部４６０によってデータ出力の操
作がなされると、制御部４３０は、データ記憶部４４０
に格納されている各Ａ／Ｄ変換データを予め設定した順
序で読み出して、読み出したデータをデータ出力部４５
０へ供給する。制御部４３０は、データ記憶部４４０か
ら読み出したＡ／Ｄ変換データにデータ種別に係るコー
ドや時系列に係るコード等を付加した後に、それらを付
加したデータをデータ出力部４５０に供給するようにし
てもよい。データ出力部４５０は、供給されたデータを
所定の伝送フォーマットに変換して、図示しない外部装
置側へ出力する。

【００５６】第４実施の形態の生体電気インピーダンス
測定装置４００は、生体に供給した電流とその結果生体
に発生した電圧と記憶する構成とし、それらの測定結果
に基づくインピーダンス演算や体脂肪率の推定演算等は
他の装置で行うようにしたので、演算部や表示部が不要
である。このため、生体電気インピーダンス測定装置４
００の小型化が図れる。これにより、測定場所を移動し
ながらの測定等も容易になる。さらに、回路構成が簡略
化されるために、消費電力をさらに低減することがで
き、電池での長時間駆動が可能となる。なお、本発明は
上記実施の形態に限定されるものではない。消費電力が
大きいのは、測定用信号発生部１１、差動増幅器１５、
電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器１８、及び、Ａ／Ｄ変換器
２１，２３であるので、これらの内少なくとも１つの電
源を測定のタイミングに合わせて通電制御することによ
ってそれだけ、消費電力を低減することができる。

【００５７】

【発明の効果】以上説明したように、この発明の生体電
気インピーダンス測定装置によれば、測定時以外の消費
電力を低減させることができる。また、生体電気インピ
ーダンス測定装置を電池電源で駆動する際には、その電
池電源での駆動時間を長くできる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１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
置の使用状態を模式的に示す説明図である。

【図３】人体のインピーダンス軌跡を示す図である。

【図４】本発明の第２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５】本発明の第３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６】本発明の第４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】

１，２１０，４１０測定用回路部２Ａ／Ｄ変換処理部３，２３０演算制御部（演算手段）４入力操作部５表示部７，４７０電池電源部９，９Ａ，９Ｄ，３０９安定化電源装置１０電源スイッチ手段１１測定用信号発生部（信号発生手段の一部）１５差動増幅器（電圧増幅手段）１８電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器（電流／電圧変換手
段）２１Ａ／Ｄ変換器（第１Ａ／Ｄ変換器）２３Ａ／Ｄ変換器（第２Ａ／Ｄ変換器）３１ＣＰＵ３４通電制御手段１００，２００，３００，４００生体電気インピーダ
ンス測定装置４３０制御部Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐ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
流を電圧に変換する電流／電圧変換手段と、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
増幅する増幅手段と、前記増幅手段によって増幅された電位差をアナログ／デ
ジタル変換する第１Ａ／Ｄ変換器と、前記電流／電圧変換手段によって、変換された電圧をア
ナログ／デジタル変換する第２Ａ／Ｄ変換器と、前記第１Ａ／Ｄ変換器及び第２Ａ／Ｄ変換器の出力から
生体電気インピーダンスを演算する演算手段と、前記信号発生手段、電流／電圧変換手段、増幅手段、第
１Ａ／Ｄ変換器、及び、第２Ａ／Ｄ変換器の内少なくと
も１つに対して、測定の開始に応じて電源を供給し、測
定の終了に応じて電源の供給を止める通電制御手段と、
を備えることを特徴とする電気特性測定装置。
【請求項２】前記電源の供給源として電池を用いるこ
とを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。