JP2003339658A - 体脂肪測定装置 - Google Patents
体脂肪測定装置Info
- Publication number
- JP2003339658A JP2003339658A JP2002157773A JP2002157773A JP2003339658A JP 2003339658 A JP2003339658 A JP 2003339658A JP 2002157773 A JP2002157773 A JP 2002157773A JP 2002157773 A JP2002157773 A JP 2002157773A JP 2003339658 A JP2003339658 A JP 2003339658A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- fat
- conductivity
- cross
- section
- electrodes
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Abstract
(57)【要約】
【課題】インピーダンスＣＴ法によって、測定部位断面
における脂肪分布を十分な精度と分解能で画像化し、そ
の画像から体脂肪量を推定することのできる、比較的簡
易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提供する。 【解決手段】測定部位の外周上に配置した複数の電極１
のうち、順次選択される２つの電極間に電流を印加し、
残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する生
体インピーダンス測定手段２と、測定値に基づいて測定
部位の断面上の導電率分布を算出し、算出された導電率
分布を画像化する導電率分布算出手段４と、得られた画
像を表示する表示手段６とを備え、印加電流の周波数が
３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下とした。
における脂肪分布を十分な精度と分解能で画像化し、そ
の画像から体脂肪量を推定することのできる、比較的簡
易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提供する。 【解決手段】測定部位の外周上に配置した複数の電極１
のうち、順次選択される２つの電極間に電流を印加し、
残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する生
体インピーダンス測定手段２と、測定値に基づいて測定
部位の断面上の導電率分布を算出し、算出された導電率
分布を画像化する導電率分布算出手段４と、得られた画
像を表示する表示手段６とを備え、印加電流の周波数が
３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下とした。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、インピーダンスCT
法によって測定部位断面の体脂肪分布を画像化し、体脂
肪量を測定する体脂肪測定装置に関する。
法によって測定部位断面の体脂肪分布を画像化し、体脂
肪量を測定する体脂肪測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体内に蓄積される脂肪は、その蓄積部
位から、皮下脂肪と内臓脂肪とに大別される。このうち
特に内臓脂肪の蓄積は、糖尿病、高血圧、高脂血症とい
った疾病の誘発因子となることが最近の研究で判明し、
健康の維持、増進のために内臓脂肪量の管理の重要性が
認識されている。
位から、皮下脂肪と内臓脂肪とに大別される。このうち
特に内臓脂肪の蓄積は、糖尿病、高血圧、高脂血症とい
った疾病の誘発因子となることが最近の研究で判明し、
健康の維持、増進のために内臓脂肪量の管理の重要性が
認識されている。
【０００３】測定部位断面の脂肪分布を画像化し、皮下
脂肪量と内臓脂肪量のそれぞれを分けて測定可能な装置
にはX線ＣＴ、ＭＲＩ等が知られている。しかしなが
ら、これらの装置は極めて高価で、しかも装置の維持管
理に費用と手間がかかり、また隔離された部屋と広い設
置床面積を必要とし、比較的大規模な装置になる。した
がって、一般人が健康管理のために日常的に使用するに
は適していない。
脂肪量と内臓脂肪量のそれぞれを分けて測定可能な装置
にはX線ＣＴ、ＭＲＩ等が知られている。しかしなが
ら、これらの装置は極めて高価で、しかも装置の維持管
理に費用と手間がかかり、また隔離された部屋と広い設
置床面積を必要とし、比較的大規模な装置になる。した
がって、一般人が健康管理のために日常的に使用するに
は適していない。
【０００４】また、両手間あるいは両足間の電気インピ
ーダンスを測定し、身長や体重等の補助データとから体
脂肪量を算出する体脂肪計が市販されているが、これら
は体全体の総脂肪量を推定するものであり、皮下脂肪量
と内臓脂肪量を分離して求めることはできない。また、
体脂肪量の計測においても、個人による筋肉の発達度合
の差や体内水分量の日内変動によって大きな測定誤差が
発生するといった問題を有している。
ーダンスを測定し、身長や体重等の補助データとから体
脂肪量を算出する体脂肪計が市販されているが、これら
は体全体の総脂肪量を推定するものであり、皮下脂肪量
と内臓脂肪量を分離して求めることはできない。また、
体脂肪量の計測においても、個人による筋肉の発達度合
の差や体内水分量の日内変動によって大きな測定誤差が
発生するといった問題を有している。
【０００５】また、超音波を応用した体脂肪測定装置は、
体表に近い皮下脂肪の厚みを測定するには充分であるも
のの、体内の深部に存在する内臓脂肪を、実用上充分な
精度でとらえることは測定原理上困難である。
体表に近い皮下脂肪の厚みを測定するには充分であるも
のの、体内の深部に存在する内臓脂肪を、実用上充分な
精度でとらえることは測定原理上困難である。
【０００６】測定部位断面での導電率分布を比較的簡易
な装置で画像化する方法としてインピーダンスＣＴ法が
知られており、本発明者らはこのインピーダンスＣＴ法
を体脂肪測定に応用することに着目した。インピーダン
スＣＴ法は、測定部位に電流を流し、その外周表面上に誘
起された電位分布から測定部位断面での導電率分布を推
定する技術で、特許1591662号、特許1730650号などにそ
の記載がある。また、測定した電位分布から導電率分布
の画像を構成する方法として、米国特許US4617939又はC
lin.Phys.Physiol.Meas. vol.11 SUPPL.A pp.45-46(199
0)に記載のBack Projection Method、米国特許US453964
0又はAppl.Opt., vol.24 pp.3985-3992(1985)に記載のD
ouble Constraint Method、米国特許US5465730又はJ.Ph
ys.D vol.24,pp.1911-1916(1991)に記載のSpectrum Exp
ansion Method、IEEE Trans. Biomedical Eng. vol.34
pp.843-852(1987)に記載のMarquardt Method 等が知ら
れている。
な装置で画像化する方法としてインピーダンスＣＴ法が
知られており、本発明者らはこのインピーダンスＣＴ法
を体脂肪測定に応用することに着目した。インピーダン
スＣＴ法は、測定部位に電流を流し、その外周表面上に誘
起された電位分布から測定部位断面での導電率分布を推
定する技術で、特許1591662号、特許1730650号などにそ
の記載がある。また、測定した電位分布から導電率分布
の画像を構成する方法として、米国特許US4617939又はC
lin.Phys.Physiol.Meas. vol.11 SUPPL.A pp.45-46(199
0)に記載のBack Projection Method、米国特許US453964
0又はAppl.Opt., vol.24 pp.3985-3992(1985)に記載のD
ouble Constraint Method、米国特許US5465730又はJ.Ph
ys.D vol.24,pp.1911-1916(1991)に記載のSpectrum Exp
ansion Method、IEEE Trans. Biomedical Eng. vol.34
pp.843-852(1987)に記載のMarquardt Method 等が知ら
れている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
インピーダンスＣＴ法では、構成した導電率分布画像の
精度や分解能が不充分であり、医学の分野などでの本格
的な実用化には至っていない。特に、主な測定対象とす
る腹部は、断面サイズが大きくかつ脂肪分布が複雑なこ
ともあり、十分な精度と信頼性を持った断面画像は得ら
れていない。また、従来のインピーダンスＣＴ法では多
くの場合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で
近似しているが、そのような近似も十分な精度と信頼性
を持った断面画像を得られない一因と考えられる。
インピーダンスＣＴ法では、構成した導電率分布画像の
精度や分解能が不充分であり、医学の分野などでの本格
的な実用化には至っていない。特に、主な測定対象とす
る腹部は、断面サイズが大きくかつ脂肪分布が複雑なこ
ともあり、十分な精度と信頼性を持った断面画像は得ら
れていない。また、従来のインピーダンスＣＴ法では多
くの場合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で
近似しているが、そのような近似も十分な精度と信頼性
を持った断面画像を得られない一因と考えられる。
【０００８】また、測定対象が心臓や肺などの動的な動
きのある臓器であれば、米国特許US5746214のように、
その動的挙動に伴う大きなインピーダンス変化をとら
え、インピーダンスＣＴ法によってある程度の精度で断
面画像を得ることができる。しかしながら、測定対象と
する脂肪には動的な動きがないため、その方法を適用す
ることはできない。
きのある臓器であれば、米国特許US5746214のように、
その動的挙動に伴う大きなインピーダンス変化をとら
え、インピーダンスＣＴ法によってある程度の精度で断
面画像を得ることができる。しかしながら、測定対象と
する脂肪には動的な動きがないため、その方法を適用す
ることはできない。
【０００９】本発明は、インピーダンスＣＴ法によっ
て、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解
能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定することの
できる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提
供することを課題とする。
て、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解
能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定することの
できる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提
供することを課題とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】前記課題を解決するため
に、本発明の体脂肪測定装置は、測定部位の外周上に配
置した複数の電極と、複数の電極のうち、順次選択され
る２つの電極間に電流を印加し、残りの電極の電位もし
くは電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定
手段と、測定値に基づいて測定部位の断面上の導電率分
布を算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率
分布算出手段と、得られた画像を表示する表示手段とを
備えた体脂肪測定装置において、印加電流の周波数が３
５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下である。
に、本発明の体脂肪測定装置は、測定部位の外周上に配
置した複数の電極と、複数の電極のうち、順次選択され
る２つの電極間に電流を印加し、残りの電極の電位もし
くは電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定
手段と、測定値に基づいて測定部位の断面上の導電率分
布を算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率
分布算出手段と、得られた画像を表示する表示手段とを
備えた体脂肪測定装置において、印加電流の周波数が３
５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下である。
【００１１】また、測定部位の外周上に配置した複数の
電極と、複数の電極のうち、順次選択される２つの電極
間に電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の
電位差を測定する生体インピーダンス測定手段と、測定
値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を算出
し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布算出
手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えた体
脂肪測定装置において、導電率分布算出手段は、断面内
の導電率と断面に垂直な方向の導電率との異方性に基づ
いて導電率分布の画像化を行う。
電極と、複数の電極のうち、順次選択される２つの電極
間に電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の
電位差を測定する生体インピーダンス測定手段と、測定
値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を算出
し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布算出
手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えた体
脂肪測定装置において、導電率分布算出手段は、断面内
の導電率と断面に垂直な方向の導電率との異方性に基づ
いて導電率分布の画像化を行う。
【００１２】また、これらの体脂肪測定装置に、測定部
位の外周上に配置した複数の電極の位置を検出すること
により測定部位の断面の輪郭情報を測定する輪郭情報測
定手段を設け、導電率分布算出手段が、輪郭情報測定手
段で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測定値とに
基づいて導電率分布の画像化を行うことによって、性能
がいっそう向上する。
位の外周上に配置した複数の電極の位置を検出すること
により測定部位の断面の輪郭情報を測定する輪郭情報測
定手段を設け、導電率分布算出手段が、輪郭情報測定手
段で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測定値とに
基づいて導電率分布の画像化を行うことによって、性能
がいっそう向上する。
【００１３】なお、本明細書中では表現の簡単のため、
測定部位断面上の導電率分布という表現をとるが、電流
は測定部位断面上だけではなくその周囲にも三次元的に
広がって流れるため、本発明によってえられる導電率分
布は必然的に測定断面近傍の導電率分布を空間平均した
分布画像になり、測定部位断面上の導電率分布という定
義もそのような平均分布を意味するものとする。
測定部位断面上の導電率分布という表現をとるが、電流
は測定部位断面上だけではなくその周囲にも三次元的に
広がって流れるため、本発明によってえられる導電率分
布は必然的に測定断面近傍の導電率分布を空間平均した
分布画像になり、測定部位断面上の導電率分布という定
義もそのような平均分布を意味するものとする。
【００１４】
【発明の実施の形態】以下に本発明の実施の形態につい
て説明する。
て説明する。
【００１５】（第１の実施形態）図１は本発明の第１の
実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図である。体脂肪
測定装置は、被測定体の外周表面上に配置する複数の電
極を有する電極群１と、複数の電極のうち順次選択され
る二つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしく
は電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定手
段２と、電極の位置から被測定体の輪郭情報を計測する
輪郭情報測定手段３と、測定された電位または電位差お
よび輪郭情報とから被測定体の測定部位断面上の導電率
分布を求める導電率分布算出手段４と、得られた導電率
分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、骨、臓器等)
とを判別する脂肪判別手段５と、その判別結果に基づい
て脂肪分布を表示する表示手段６とからなる。また、本
発明の体脂肪測定装置には、脂肪判別手段５による判別
結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、内臓脂
肪量、皮下脂肪量を算出する脂肪量算出手段７を設けて
もよい。
実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図である。体脂肪
測定装置は、被測定体の外周表面上に配置する複数の電
極を有する電極群１と、複数の電極のうち順次選択され
る二つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしく
は電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定手
段２と、電極の位置から被測定体の輪郭情報を計測する
輪郭情報測定手段３と、測定された電位または電位差お
よび輪郭情報とから被測定体の測定部位断面上の導電率
分布を求める導電率分布算出手段４と、得られた導電率
分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、骨、臓器等)
とを判別する脂肪判別手段５と、その判別結果に基づい
て脂肪分布を表示する表示手段６とからなる。また、本
発明の体脂肪測定装置には、脂肪判別手段５による判別
結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、内臓脂
肪量、皮下脂肪量を算出する脂肪量算出手段７を設けて
もよい。
【００１６】本発明の第１の実施形態における体脂肪測
定方法について説明する。被測定体の測定部位の外周表
面上に電極群１の複数の電極を接触させ、生体インピー
ダンス測定手段２が複数の電極のうち順次選択される二
つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしくは電
極間の電位差を測定する。同時に、輪郭情報測定手段３
が被測定体の外周表面上に配置された電極の位置を計測
し、その計測値から被測定体の輪郭情報を算出する。導
電率分布算出手段４は、測定された電位または電位差お
よび輪郭情報とから、被測定体の測定部位断面上の導電
率分布を数値計算により算出し、脂肪判別手段５は得ら
れた導電率分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、
骨、臓器等)とを判別する。表示手段６は、導電率分布算
出手段４で得られた測定部位断面における導電率分布あ
るいは脂肪判別手段５の判別結果に基づき求めた脂肪分
布を画像として表示する。また、脂肪量算出手段７は前
記判別結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、
内臓脂肪量、皮下脂肪量を算出し、算出結果は表示手段
６に数値として表示される。
定方法について説明する。被測定体の測定部位の外周表
面上に電極群１の複数の電極を接触させ、生体インピー
ダンス測定手段２が複数の電極のうち順次選択される二
つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしくは電
極間の電位差を測定する。同時に、輪郭情報測定手段３
が被測定体の外周表面上に配置された電極の位置を計測
し、その計測値から被測定体の輪郭情報を算出する。導
電率分布算出手段４は、測定された電位または電位差お
よび輪郭情報とから、被測定体の測定部位断面上の導電
率分布を数値計算により算出し、脂肪判別手段５は得ら
れた導電率分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、
骨、臓器等)とを判別する。表示手段６は、導電率分布算
出手段４で得られた測定部位断面における導電率分布あ
るいは脂肪判別手段５の判別結果に基づき求めた脂肪分
布を画像として表示する。また、脂肪量算出手段７は前
記判別結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、
内臓脂肪量、皮下脂肪量を算出し、算出結果は表示手段
６に数値として表示される。
【００１７】電極群１はたとえば図２に示すような平面
図を有する構造をとることができる。リング状の支持板
５１上に、複数のエアシリンダ５４がリングの中心を向
いて固定され、エアシリンダ５４のロッド５４ａの先端
には電極５３が配置されている。被測定体５０は支持板
５１の開閉部５２を開くことによって支持板５１の中心
部に入り込み、開閉部５２を閉じた後、測定に供され
る。被測定体表面への電極５３の接触は、エアシリンダ
５４に空気圧をかけてロッド５４ａを伸長し、電極５３
を被測定体表面に押し付けることにより行う。測定部位
をたとえば人体腹部とする場合には、被験者を支持板５
１の中心に立位で静止させ、支持板５１の高さを被験者
の臍高位に合わせることにより被験者の腹部外周上に電
極を配置する。
図を有する構造をとることができる。リング状の支持板
５１上に、複数のエアシリンダ５４がリングの中心を向
いて固定され、エアシリンダ５４のロッド５４ａの先端
には電極５３が配置されている。被測定体５０は支持板
５１の開閉部５２を開くことによって支持板５１の中心
部に入り込み、開閉部５２を閉じた後、測定に供され
る。被測定体表面への電極５３の接触は、エアシリンダ
５４に空気圧をかけてロッド５４ａを伸長し、電極５３
を被測定体表面に押し付けることにより行う。測定部位
をたとえば人体腹部とする場合には、被験者を支持板５
１の中心に立位で静止させ、支持板５１の高さを被験者
の臍高位に合わせることにより被験者の腹部外周上に電
極を配置する。
【００１８】電極５３の数は、測定部位の種類や大きさ
に応じて適宜選択することができる。たとえば人体腹部
を測定部位とする場合には、典型的にはその数を１６〜
６４個とすることができる。これらの電極５３は通常同
一平面上（同一高さ）に配置するが、電極５３の数が多
い場合には、高さを何段階かに分けて配置することもで
きる。１つのロッド５４ａの先端に複数個の電極５３を
配置してもよい。
に応じて適宜選択することができる。たとえば人体腹部
を測定部位とする場合には、典型的にはその数を１６〜
６４個とすることができる。これらの電極５３は通常同
一平面上（同一高さ）に配置するが、電極５３の数が多
い場合には、高さを何段階かに分けて配置することもで
きる。１つのロッド５４ａの先端に複数個の電極５３を
配置してもよい。
【００１９】電極５３は被測定体５０の表面に適当な圧
力で接触させることが好ましい。十分な電気的接触が確
保できる程度に圧力は強くなくてはならないが、一方で
被測定体５０の外周形状を大きく変形させるほど強い圧
力は好ましくない。このような圧力制御を可能にするた
め、エアシリンダ５４は水平に設置した際の静摩擦抵抗
が１００ｇｆ以下であることが好ましい。そのようなエ
アシリンダ５４として、たとえば米国AIRPOT社のAIRPEL
を使用することができる。電極５３と被測定体５０表面
との接触を良好にするため、ロッド５４ａに対して電極
５３の向きが可変になるように、電極５３とロッド５４
ａとの接続部を回転可能な構造にしてもよい。あるいは
また、電極５３が被測定体５０表面に吸着可能な吸引構
造としてもよい。電極５３の材質としては、合成樹脂に
金属めっきを施したもの、金属や導電性樹脂などを使用
することができる。また、接触抵抗を低減するため、被
測定体５０と電極５３との接触面に導電性の液体やゲ
ル、クリームを塗布したり、シート状の導電性ゲルや導
電性の液体を含んだ軟らかな多孔体を挟むことができ
る。導電性の液体として、たとえば、水道水、化粧水や
食塩水などのイオンを含んだ水があげられる。
力で接触させることが好ましい。十分な電気的接触が確
保できる程度に圧力は強くなくてはならないが、一方で
被測定体５０の外周形状を大きく変形させるほど強い圧
力は好ましくない。このような圧力制御を可能にするた
め、エアシリンダ５４は水平に設置した際の静摩擦抵抗
が１００ｇｆ以下であることが好ましい。そのようなエ
アシリンダ５４として、たとえば米国AIRPOT社のAIRPEL
を使用することができる。電極５３と被測定体５０表面
との接触を良好にするため、ロッド５４ａに対して電極
５３の向きが可変になるように、電極５３とロッド５４
ａとの接続部を回転可能な構造にしてもよい。あるいは
また、電極５３が被測定体５０表面に吸着可能な吸引構
造としてもよい。電極５３の材質としては、合成樹脂に
金属めっきを施したもの、金属や導電性樹脂などを使用
することができる。また、接触抵抗を低減するため、被
測定体５０と電極５３との接触面に導電性の液体やゲ
ル、クリームを塗布したり、シート状の導電性ゲルや導
電性の液体を含んだ軟らかな多孔体を挟むことができ
る。導電性の液体として、たとえば、水道水、化粧水や
食塩水などのイオンを含んだ水があげられる。
【００２０】生体インピーダンス測定手段２は、たとえ
ば図３のような構成をとることができる。コンピュータ
６１により制御された発振器６２は、正弦波を発生して
定電流回路６３に信号を送り、定電流回路６３は、コン
ピュータ６１により順次切り替えられるスイッチ群６４
を介して被測定体である生体に定電流を印加する。印加
する電流量は通常０．３〜３．０mArmsとすることがで
きる。
ば図３のような構成をとることができる。コンピュータ
６１により制御された発振器６２は、正弦波を発生して
定電流回路６３に信号を送り、定電流回路６３は、コン
ピュータ６１により順次切り替えられるスイッチ群６４
を介して被測定体である生体に定電流を印加する。印加
する電流量は通常０．３〜３．０mArmsとすることがで
きる。
【００２１】定電流回路６３から印加する電流の周波数
は３５０kHz以上１０MHz以下であることが好ましく、４
００kHz以上３MHz以下であることが更に好ましい。本発
明者らは、測定部位断面の導電率分布を画像化する精度
と分解能が、印加電流の周波数に応じてどのように変化
するかを検討した結果、インピーダンスＣＴ法で通常使
用される５０kHz〜１００kHzの周波数では脂肪分布の画
像化精度が低く、周波数が３５０ｋＨｚ以上のとき、特
に４００ｋＨｚ以上のときに画像化の精度と分解能が向
上することを見出した。３５０ｋＨｚ以上の周波数にお
いて生体組織の導電率の異方性が小さくなることもその
一因と考えられる。また、周波数が上記上限値よりも大
きくなると、被測定体５０を介さずに電極間を電流信号
が流れるようになり、画像化の精度と分解能が低下す
る。
は３５０kHz以上１０MHz以下であることが好ましく、４
００kHz以上３MHz以下であることが更に好ましい。本発
明者らは、測定部位断面の導電率分布を画像化する精度
と分解能が、印加電流の周波数に応じてどのように変化
するかを検討した結果、インピーダンスＣＴ法で通常使
用される５０kHz〜１００kHzの周波数では脂肪分布の画
像化精度が低く、周波数が３５０ｋＨｚ以上のとき、特
に４００ｋＨｚ以上のときに画像化の精度と分解能が向
上することを見出した。３５０ｋＨｚ以上の周波数にお
いて生体組織の導電率の異方性が小さくなることもその
一因と考えられる。また、周波数が上記上限値よりも大
きくなると、被測定体５０を介さずに電極間を電流信号
が流れるようになり、画像化の精度と分解能が低下す
る。
【００２２】米国特許US5746214には、９．６ｋＨｚ〜
１２２８．８ｋＨｚの周波数を用いて心臓や肺の分布を
画像化した例があるが、心拍に伴うインピーダンスの動
的変化の周波数依存性と呼吸に伴う同じ変化の周波数依
存性との差を幅広い周波数範囲で検出するために広範な
周波数を使用したものであり、上記特許には、動的な変
動のない脂肪分布を画像化した試みはなく、したがって
また、脂肪分布の画像化にとって３５０ｋＨｚ以上が好
ましいという示唆も無い。
１２２８．８ｋＨｚの周波数を用いて心臓や肺の分布を
画像化した例があるが、心拍に伴うインピーダンスの動
的変化の周波数依存性と呼吸に伴う同じ変化の周波数依
存性との差を幅広い周波数範囲で検出するために広範な
周波数を使用したものであり、上記特許には、動的な変
動のない脂肪分布を画像化した試みはなく、したがって
また、脂肪分布の画像化にとって３５０ｋＨｚ以上が好
ましいという示唆も無い。
【００２３】定電流回路６３による被測定体５０への電
流印加方法としては、図４に示すように、電流印加用電
極の一方の電極６５ａを接地し、他方の電極６５ｂに信
号源６３ａから信号電圧を印加する方法や、図５に示す
ように、ゼロ電位（接地電位）を中心に、大きさが同じ
で符号が反対の電位を信号源６３ａ，６３ｂから２つの
出力端子に発生する平衡出力型の定電流回路を用いる方
法がある。図４に示す方法は電気回路の構成が簡単にな
るという利点があるが、差動増幅器６６のＣＭＲＲ（同
相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差を発生
しやすいという欠点を有する。差動増幅器６６のＣＭＲ
Ｒ（同相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差
を抑制するという観点からは、図５に示す電流印加方法
が好ましい。
流印加方法としては、図４に示すように、電流印加用電
極の一方の電極６５ａを接地し、他方の電極６５ｂに信
号源６３ａから信号電圧を印加する方法や、図５に示す
ように、ゼロ電位（接地電位）を中心に、大きさが同じ
で符号が反対の電位を信号源６３ａ，６３ｂから２つの
出力端子に発生する平衡出力型の定電流回路を用いる方
法がある。図４に示す方法は電気回路の構成が簡単にな
るという利点があるが、差動増幅器６６のＣＭＲＲ（同
相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差を発生
しやすいという欠点を有する。差動増幅器６６のＣＭＲ
Ｒ（同相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差
を抑制するという観点からは、図５に示す電流印加方法
が好ましい。
【００２４】被測定体表面で発生した電位は、電極６５
を通して差動増幅器６６で増幅され、その出力信号がマ
ルチプレクサ６７を通ってバンドパスフィルタ（帯域通
過フィルタ）６８に導かれる。このとき、電極６５から
来る電気信号は非常に微弱であり、差動増幅器６６の入
力インピーダンスを高くしなければならないため、電極
６５から差動増幅器６６までの電線の距離を３０ｃｍ以
内として、外部から電線に飛来するノイズ量を極小化す
ることが好ましい。バンドパスフィルタ６８を通過した
信号は、位相検出型アンプ６９に導かれ、移相器７１か
らのタイミング信号を用いて正弦波発振器６２と同一位
相の成分（実部）と９０度位相の遅れた成分（虚部）に
分解された後、直流電圧信号に変換される。最後に、そ
の直流電圧信号が直流電圧計（ＤＣ電圧計）７０によっ
てＡ／Ｄ（アナログ／デジタル)変換され、コンピュー
タ６１に取り込まれる。
を通して差動増幅器６６で増幅され、その出力信号がマ
ルチプレクサ６７を通ってバンドパスフィルタ（帯域通
過フィルタ）６８に導かれる。このとき、電極６５から
来る電気信号は非常に微弱であり、差動増幅器６６の入
力インピーダンスを高くしなければならないため、電極
６５から差動増幅器６６までの電線の距離を３０ｃｍ以
内として、外部から電線に飛来するノイズ量を極小化す
ることが好ましい。バンドパスフィルタ６８を通過した
信号は、位相検出型アンプ６９に導かれ、移相器７１か
らのタイミング信号を用いて正弦波発振器６２と同一位
相の成分（実部）と９０度位相の遅れた成分（虚部）に
分解された後、直流電圧信号に変換される。最後に、そ
の直流電圧信号が直流電圧計（ＤＣ電圧計）７０によっ
てＡ／Ｄ（アナログ／デジタル)変換され、コンピュー
タ６１に取り込まれる。
【００２５】これらの操作をマルチプレクサ６７の接点
を移動させて繰り返し、すべての差動増幅器６６からの
出力信号を計測する。さらに、スイッチ群６４を順次切
り替えて別の電極間に電流を流し、差動増幅器６６から
の出力信号を同様にして計測する。
を移動させて繰り返し、すべての差動増幅器６６からの
出力信号を計測する。さらに、スイッチ群６４を順次切
り替えて別の電極間に電流を流し、差動増幅器６６から
の出力信号を同様にして計測する。
【００２６】被測定体５０に電流を印加する際の電流印
加用電極６５は被測定体５０の外周上に配置した電極か
ら適宜選択できるが、通常、隣接する二つの電極または
間に一つ電極を挟んで近接する二つの電極などを被測定
体５０の全周にわたって選択する。測定した電位差の絶
対値が小さく、ノイズの影響が大きい場合には、間によ
り多くの電極を挟んだ二つの電極を選択してもよい。測
定電位差が大きくなり、ノイズの影響が低減する。ま
た、被測定体５０の中心付近の脂肪量をより正確に求め
るために、被測定体５０を挟んで略対向する二つの電極
を電流印加用電極に選択してもよい。被測定体５０の外
周上に発生する電位分布は、電流印加用電極以外の電極
を用いて、隣接する電極間の電位差（電圧）を測定する
ことによって求めることができる。あるいは、いずれか
一つの電極の電位又は接地電位を基準電位として、その
基準電位と各電極との間の電位差を測定することによっ
て求めてもよい。
加用電極６５は被測定体５０の外周上に配置した電極か
ら適宜選択できるが、通常、隣接する二つの電極または
間に一つ電極を挟んで近接する二つの電極などを被測定
体５０の全周にわたって選択する。測定した電位差の絶
対値が小さく、ノイズの影響が大きい場合には、間によ
り多くの電極を挟んだ二つの電極を選択してもよい。測
定電位差が大きくなり、ノイズの影響が低減する。ま
た、被測定体５０の中心付近の脂肪量をより正確に求め
るために、被測定体５０を挟んで略対向する二つの電極
を電流印加用電極に選択してもよい。被測定体５０の外
周上に発生する電位分布は、電流印加用電極以外の電極
を用いて、隣接する電極間の電位差（電圧）を測定する
ことによって求めることができる。あるいは、いずれか
一つの電極の電位又は接地電位を基準電位として、その
基準電位と各電極との間の電位差を測定することによっ
て求めてもよい。
【００２７】輪郭情報測定手段３はエアシリンダ５４に
付加されたセンサ５４ｂとコンピュータとから構成され
る。すなわち、エアシリンダ５４にはロッド５４ａが駆
出された量に応じた電気信号を出力するセンサ５４ｂが
取り付けられており、コンピュータは、ロッド５４ａが
完全に引き込まれた時の電極の位置情報とセンサ５４ｂ
によって検出されたロッド５４ａの駆出量情報とから、
被測定体５０に押しつけられた電極５３の位置を計算す
る。すべてのエアシリンダ５４における電極５３の位置
を検知することにより、被測定体５０の輪郭形状が得ら
れる。また、得られた輪郭形状から、腹部におけるウエ
スト周囲長のような測定部位断面の外周長あるいは測定
部位断面の長軸方向の幅や短軸方向の幅あるいは測定部
位断面の断面積などを求めることもできる。
付加されたセンサ５４ｂとコンピュータとから構成され
る。すなわち、エアシリンダ５４にはロッド５４ａが駆
出された量に応じた電気信号を出力するセンサ５４ｂが
取り付けられており、コンピュータは、ロッド５４ａが
完全に引き込まれた時の電極の位置情報とセンサ５４ｂ
によって検出されたロッド５４ａの駆出量情報とから、
被測定体５０に押しつけられた電極５３の位置を計算す
る。すべてのエアシリンダ５４における電極５３の位置
を検知することにより、被測定体５０の輪郭形状が得ら
れる。また、得られた輪郭形状から、腹部におけるウエ
スト周囲長のような測定部位断面の外周長あるいは測定
部位断面の長軸方向の幅や短軸方向の幅あるいは測定部
位断面の断面積などを求めることもできる。
【００２８】インピーダンスＣＴ法で導電率分布を導出
する際に必要な輪郭情報には、測定部位断面の輪郭形状
と輪郭上の電極の配置位置の二つがあるが、本実施例の
輪郭情報測定手段３は断面の輪郭形状を電極の配置位置
から決定する。この方法は、電極５３の数が多く、測定
部位断面の外周上に密に電極が配置されている場合に特
に有効で、簡便に輪郭形状を決定することができる。本
実施例の方法に限らず、測定部位断面の輪郭形状は反射
型のレーザ式（光学式）変位センサや反射型の超音波式
変位センサなどを利用して別に測定してもよいし、これ
らの測定値と電極の位置情報とを合わせた情報から求め
てもよい。
する際に必要な輪郭情報には、測定部位断面の輪郭形状
と輪郭上の電極の配置位置の二つがあるが、本実施例の
輪郭情報測定手段３は断面の輪郭形状を電極の配置位置
から決定する。この方法は、電極５３の数が多く、測定
部位断面の外周上に密に電極が配置されている場合に特
に有効で、簡便に輪郭形状を決定することができる。本
実施例の方法に限らず、測定部位断面の輪郭形状は反射
型のレーザ式（光学式）変位センサや反射型の超音波式
変位センサなどを利用して別に測定してもよいし、これ
らの測定値と電極の位置情報とを合わせた情報から求め
てもよい。
【００２９】従来のインピーダンスＣＴ法では多くの場
合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で近似し
ていたが、人体腹部のような複雑な脂肪分布を画像化す
るためにはそのような近似法では精度が不十分であるこ
とが本発明者らの検討により明らかになった。本発明で
は体脂肪測定装置に輪郭情報測定手段を組込むことによ
って、正確な画像化が初めて可能になったものである。
合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で近似し
ていたが、人体腹部のような複雑な脂肪分布を画像化す
るためにはそのような近似法では精度が不十分であるこ
とが本発明者らの検討により明らかになった。本発明で
は体脂肪測定装置に輪郭情報測定手段を組込むことによ
って、正確な画像化が初めて可能になったものである。
【００３０】導電率分布算出手段４はコンピュータおよ
びそのコンピュータに組み込まれたソフトウエアからな
り、ソフトウエアは以下のアルゴリズムに従って導電率
分布を算出する。
びそのコンピュータに組み込まれたソフトウエアからな
り、ソフトウエアは以下のアルゴリズムに従って導電率
分布を算出する。
【００３１】まず、輪郭情報測定手段３によって求めら
れた測定部位断面の輪郭形状ならびに測定部位外周上に
配置された電極５３の位置情報は、コンピュータ６１に
入力され、被測定体５０と同一の輪郭形状を有する仮想
モデル面がコンピュータ６１内に形成される。次に、仮
想モデル面上に初期値として適当な導電率分布を与え、
生体インピーダンス測定手段２による測定と同様の電極
間に同様の電流を流したとき、仮想モデル面外周上に発
生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算
出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２で実
際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測値）
と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、仮想
モデル面上の導電率分布を修正する。導電率分布を修正
した仮想モデル面に対して、同様にして外周の電位分布
を計算し、実測値と再度比較する。残差が所定の設定値
以下になるまであるいは残差が一定値に収束するまでこ
れらの操作を反復し、仮想モデル面上に測定部位断面と
同一の導電率分布を再現する。
れた測定部位断面の輪郭形状ならびに測定部位外周上に
配置された電極５３の位置情報は、コンピュータ６１に
入力され、被測定体５０と同一の輪郭形状を有する仮想
モデル面がコンピュータ６１内に形成される。次に、仮
想モデル面上に初期値として適当な導電率分布を与え、
生体インピーダンス測定手段２による測定と同様の電極
間に同様の電流を流したとき、仮想モデル面外周上に発
生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算
出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２で実
際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測値）
と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、仮想
モデル面上の導電率分布を修正する。導電率分布を修正
した仮想モデル面に対して、同様にして外周の電位分布
を計算し、実測値と再度比較する。残差が所定の設定値
以下になるまであるいは残差が一定値に収束するまでこ
れらの操作を反復し、仮想モデル面上に測定部位断面と
同一の導電率分布を再現する。
【００３２】上記のアルゴリズムにおいて、二次元的な
仮想モデル面の代わりに、図６に示すような、長手方向
に同一の断面形状を有する三次元的な仮想モデル体７２
を用いることもできる。これによりモデルが実際の被測
定体５０の立体形状に近づくため、導電率分布の画像化
の精度が向上する。仮想モデル体７２の長手方向断面の
輪郭は被測定体５０の輪郭情報と同一とし、全ての断面
上で同一の導電率分布を有するものとする。この仮想モ
デル体７２の一つの断面（測定部位断面７３）外周から
電流を印加し、断面上および断面近傍を流れる電流によ
って該断面外周上に形成される電位分布を有限要素法な
どによって計算する。
仮想モデル面の代わりに、図６に示すような、長手方向
に同一の断面形状を有する三次元的な仮想モデル体７２
を用いることもできる。これによりモデルが実際の被測
定体５０の立体形状に近づくため、導電率分布の画像化
の精度が向上する。仮想モデル体７２の長手方向断面の
輪郭は被測定体５０の輪郭情報と同一とし、全ての断面
上で同一の導電率分布を有するものとする。この仮想モ
デル体７２の一つの断面（測定部位断面７３）外周から
電流を印加し、断面上および断面近傍を流れる電流によ
って該断面外周上に形成される電位分布を有限要素法な
どによって計算する。
【００３３】残差としては、測定部位断面７３の外周上
の各測定点における電位差（あるいは電位）の実測値と
計算値の差の二乗和が典型的には使用されるが、外周上
の電位変化の小さい領域の感度をあげるために、前記実
測値と計算値の対数の差の二乗和を使用することもでき
る。
の各測定点における電位差（あるいは電位）の実測値と
計算値の差の二乗和が典型的には使用されるが、外周上
の電位変化の小さい領域の感度をあげるために、前記実
測値と計算値の対数の差の二乗和を使用することもでき
る。
【００３４】残差を極小化するための反復計算手法に
は、Marquardt法、Back Projection法、Spectrum Expan
sion法、Double Constraint 法等を使用することができ
る。従来のMarquardt 法では、残差と感度マトリックス
とから導電率の修正量を求める連立方程式において、そ
の対角成分に追加する定数αを反復計算ごとに変化（減
少）させるが、本発明においては、何回かの反復計算の
間はαの値を一定値にとどめる改良Marquardt法を用い
ることも有効である。αの値がある程度まで小さくなる
と、算出した導電率分布にノイズが現れるので、それを
反復計算終了の目安とすることもできる。得られた導電
率分布の画像は適宜、空間フィルタを使ってノイズを削
除する。本改良法によると、測定された電位差（実測
値）のノイズの影響をあまり受けずに正しい導電率分布
に行き着くことができ、また、US5465730の特許技術（S
pectrum Expansion法）と同等の効果を少ない計算時間
でえられるという利点がある。
は、Marquardt法、Back Projection法、Spectrum Expan
sion法、Double Constraint 法等を使用することができ
る。従来のMarquardt 法では、残差と感度マトリックス
とから導電率の修正量を求める連立方程式において、そ
の対角成分に追加する定数αを反復計算ごとに変化（減
少）させるが、本発明においては、何回かの反復計算の
間はαの値を一定値にとどめる改良Marquardt法を用い
ることも有効である。αの値がある程度まで小さくなる
と、算出した導電率分布にノイズが現れるので、それを
反復計算終了の目安とすることもできる。得られた導電
率分布の画像は適宜、空間フィルタを使ってノイズを削
除する。本改良法によると、測定された電位差（実測
値）のノイズの影響をあまり受けずに正しい導電率分布
に行き着くことができ、また、US5465730の特許技術（S
pectrum Expansion法）と同等の効果を少ない計算時間
でえられるという利点がある。
【００３５】生体インピーダンス測定手段２で測定した
複数の電位差データを用いて、被測定体５０の測定部位
外周上で電極５３が配置されていない位置の電位を、内
挿あるいは外挿によって推定する操作を前記アルゴリズ
ムに付加してもよい。推定した電位あるいは電位差を複
数用意し、これらを実測された電位差データに加えるこ
とによって測定データの数を見かけ上増やし、導電率分
布の画像化の精度や分解能を向上させることができる。
この方法によれば、たとえば３２個の電極を有する測定
系によって、６４個の電極を配した測定を近似すること
ができる。
複数の電位差データを用いて、被測定体５０の測定部位
外周上で電極５３が配置されていない位置の電位を、内
挿あるいは外挿によって推定する操作を前記アルゴリズ
ムに付加してもよい。推定した電位あるいは電位差を複
数用意し、これらを実測された電位差データに加えるこ
とによって測定データの数を見かけ上増やし、導電率分
布の画像化の精度や分解能を向上させることができる。
この方法によれば、たとえば３２個の電極を有する測定
系によって、６４個の電極を配した測定を近似すること
ができる。
【００３６】脂肪判別手段５はコンピュータで構成さ
れ、導電率分布算出手段４によりえられた導電率分布画
像の中で所定のしきい値以下の導電率を有する領域を脂
肪領域と判定し、それ以外の領域を非脂肪域と判定す
る。このとき、しきい値を複数個設け、脂肪とそれ以外
の組織との判別だけではなく、体内に存在する水（高導
電率の物質）やガス（低導電率の物質）、骨などの領域
を判定することもできる。さらに、脂肪判別手段５は、
しきい値で判定した脂肪領域と非脂肪領域との境界線に
対して、生体組織学的に予想される脂肪分布を参考にし
て丸めなどの補正処理を施し、より自然な脂肪領域を求
めるようにしてもよい。
れ、導電率分布算出手段４によりえられた導電率分布画
像の中で所定のしきい値以下の導電率を有する領域を脂
肪領域と判定し、それ以外の領域を非脂肪域と判定す
る。このとき、しきい値を複数個設け、脂肪とそれ以外
の組織との判別だけではなく、体内に存在する水（高導
電率の物質）やガス（低導電率の物質）、骨などの領域
を判定することもできる。さらに、脂肪判別手段５は、
しきい値で判定した脂肪領域と非脂肪領域との境界線に
対して、生体組織学的に予想される脂肪分布を参考にし
て丸めなどの補正処理を施し、より自然な脂肪領域を求
めるようにしてもよい。
【００３７】表示手段６は、液晶表示素子やブラウン管
表示素子等の画像表示素子あるいは紙、フィルム等の印
刷媒体への印刷機器を用いることができる。画像表示素
子の画面あるいは印刷機器の印刷媒体上には、算出した
導電率分布画像や脂肪分布画像を表示したり、被験者の
プロフィールなどの入力データや算出した体脂肪量など
の出力データの数値および文字情報を表示することがで
きる。導電率分布画像は、導電率の大きさに応じて配色
を変えるカラー表示や、表示色の濃淡を変える濃淡表
示、表示模様を変える模様表示等によって表せばよい。
表示素子等の画像表示素子あるいは紙、フィルム等の印
刷媒体への印刷機器を用いることができる。画像表示素
子の画面あるいは印刷機器の印刷媒体上には、算出した
導電率分布画像や脂肪分布画像を表示したり、被験者の
プロフィールなどの入力データや算出した体脂肪量など
の出力データの数値および文字情報を表示することがで
きる。導電率分布画像は、導電率の大きさに応じて配色
を変えるカラー表示や、表示色の濃淡を変える濃淡表
示、表示模様を変える模様表示等によって表せばよい。
【００３８】脂肪量算出手段７は、コンピューターで構
成される。輪郭情報測定手段３で測定された測定部位断
面上において、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域
の面積を算出し、測定部位断面での脂肪断面積を計算す
る。あるいは脂肪断面積と測定部位断面の全断面積との
比を求めたり、この比の値から被測定体全体の体脂肪率
を推定することもできる。また、測定部位が腹部である
場合、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域のうち腹
部断面の外周に接している領域を皮下脂肪と判定し、そ
の領域の面積を皮下脂肪面積として求めたり、皮下脂肪
以外の腹部断面内部に存在している脂肪を内臓脂肪と判
定し、内臓脂肪面積を求めることができる。
成される。輪郭情報測定手段３で測定された測定部位断
面上において、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域
の面積を算出し、測定部位断面での脂肪断面積を計算す
る。あるいは脂肪断面積と測定部位断面の全断面積との
比を求めたり、この比の値から被測定体全体の体脂肪率
を推定することもできる。また、測定部位が腹部である
場合、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域のうち腹
部断面の外周に接している領域を皮下脂肪と判定し、そ
の領域の面積を皮下脂肪面積として求めたり、皮下脂肪
以外の腹部断面内部に存在している脂肪を内臓脂肪と判
定し、内臓脂肪面積を求めることができる。
【００３９】本発明の第１の実施形態の体脂肪測定装置
によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像８
１と脂肪分布画像８２の例をそれそれ図７と図８に示
す。図７は濃淡表示で表してあり、濃度が濃いほど導電
率が大きい。また、図８において白色は脂肪領域、黒色
は非脂肪領域を表す。外周に接する脂肪領域が皮下脂
肪、内部の脂肪領域が内臓脂肪である。このとき、被測
定体５０に印加した交流電流の周波数は５００ｋＨｚと
し、電流量は１ｍＡｒｍｓとした。また、腹部外周上に
配置する電極数は３２とし、測定された電位差データを
内挿および外挿して仮想的に６４個の電極を配した際の
測定データを近似的に再現して導電率分布画像の導出に
使用した。また、残差を極小化するための反復計算は、
三次元的な仮想モデル体７２を使用し、改良Marquardt
法で行った。
によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像８
１と脂肪分布画像８２の例をそれそれ図７と図８に示
す。図７は濃淡表示で表してあり、濃度が濃いほど導電
率が大きい。また、図８において白色は脂肪領域、黒色
は非脂肪領域を表す。外周に接する脂肪領域が皮下脂
肪、内部の脂肪領域が内臓脂肪である。このとき、被測
定体５０に印加した交流電流の周波数は５００ｋＨｚと
し、電流量は１ｍＡｒｍｓとした。また、腹部外周上に
配置する電極数は３２とし、測定された電位差データを
内挿および外挿して仮想的に６４個の電極を配した際の
測定データを近似的に再現して導電率分布画像の導出に
使用した。また、残差を極小化するための反復計算は、
三次元的な仮想モデル体７２を使用し、改良Marquardt
法で行った。
【００４０】（比較例１）比較例１の体脂肪測定装置
は、被測定体５０に印加する交流電流の周波数を１００
ｋＨｚおよび３００ｋＨｚとする以外は第１の実施形態
と同様にして構成した。図９及び図１０は、それぞれ周
波数１００ｋＨｚ及び３００ｋＨｚの電流を第１の実施
形態と同一の被測定体５０に印加して求めた人体腹部断
面での導電率分布画像８３，８４である。なお、それ以
外の条件は図７の導電率分布画像８１の作成時に使用し
た条件と同じである。
は、被測定体５０に印加する交流電流の周波数を１００
ｋＨｚおよび３００ｋＨｚとする以外は第１の実施形態
と同様にして構成した。図９及び図１０は、それぞれ周
波数１００ｋＨｚ及び３００ｋＨｚの電流を第１の実施
形態と同一の被測定体５０に印加して求めた人体腹部断
面での導電率分布画像８３，８４である。なお、それ以
外の条件は図７の導電率分布画像８１の作成時に使用し
た条件と同じである。
【００４１】図７と図９、図１０を比較すると、図７の
導電率分布画像８１が、腹部断面における脂肪ならびに
筋肉の分布を、対称性と連続性とにおいて、正しく画像
化していることがわかる。
導電率分布画像８１が、腹部断面における脂肪ならびに
筋肉の分布を、対称性と連続性とにおいて、正しく画像
化していることがわかる。
【００４２】このように第１の実施形態の体脂肪測定装
置によれば、インピーダンスＣＴ法において、印加電流
の周波数を３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下としたの
で、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解
能で画像化することができる。このため、その画像から
体脂肪量を推定することができ、比較的簡易で且つ小規
模な体脂肪測定装置を提供することができる。特に、脂
肪分布の複雑な腹部の場合には、その効果はさらに大と
なる。
置によれば、インピーダンスＣＴ法において、印加電流
の周波数を３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下としたの
で、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解
能で画像化することができる。このため、その画像から
体脂肪量を推定することができ、比較的簡易で且つ小規
模な体脂肪測定装置を提供することができる。特に、脂
肪分布の複雑な腹部の場合には、その効果はさらに大と
なる。
【００４３】また、導電率分布算出手段４は、輪郭情報
測定手段３で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測
定値とに基づいて導電率分布の画像化を行うので、性能
がいっそう向上する。
測定手段３で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測
定値とに基づいて導電率分布の画像化を行うので、性能
がいっそう向上する。
【００４４】（第２の実施形態）次に、本発明の第２の
実施形態の体脂肪測定装置について説明する。図１１は
本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図
である。第２の実施形態の体脂肪測定装置は、生体イン
ピーダンス測定手段２ａが、被測定体５０に印加する交
流電流の周波数を３ｋＨｚ〜１０ＭＨｚとし、導電率分
布算出手段４ａが、測定部位断面内の導電率と断面に垂
直な方向の導電率との異方性を考慮して導電率分布を画
像化することを特徴とする。これら以外の図１１に示す
構成は、図１に示す第１の実施形態の体脂肪測定装置と
同様に構成されるものとし、同一部分には同一符号を付
すものとする。
実施形態の体脂肪測定装置について説明する。図１１は
本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図
である。第２の実施形態の体脂肪測定装置は、生体イン
ピーダンス測定手段２ａが、被測定体５０に印加する交
流電流の周波数を３ｋＨｚ〜１０ＭＨｚとし、導電率分
布算出手段４ａが、測定部位断面内の導電率と断面に垂
直な方向の導電率との異方性を考慮して導電率分布を画
像化することを特徴とする。これら以外の図１１に示す
構成は、図１に示す第１の実施形態の体脂肪測定装置と
同様に構成されるものとし、同一部分には同一符号を付
すものとする。
【００４５】導電率分布あるいは脂肪分布の画像化の精
度を低下させる要因の一つに、筋肉をはじめとする生体
組織の導電率異方性がある。とはいっても導電率異方性
を考慮すると、画像化に要する計算量が大幅に増加する
ため、従来のインピーダンスＣＴ法では導電率をただ一
つのスカラーとして扱い、その異方性を無視してきた。
第１の実施形態で使用した３５０ｋＨｚ以上の交流電流
に対しては、生体組織の導電率の異方性が小さくなり、
それを無視することもできるが、一般の周波数を考える
場合には、導電率の異方性を考慮して脂肪分布画像の導
出精度の改善を行うことが望まれる。
度を低下させる要因の一つに、筋肉をはじめとする生体
組織の導電率異方性がある。とはいっても導電率異方性
を考慮すると、画像化に要する計算量が大幅に増加する
ため、従来のインピーダンスＣＴ法では導電率をただ一
つのスカラーとして扱い、その異方性を無視してきた。
第１の実施形態で使用した３５０ｋＨｚ以上の交流電流
に対しては、生体組織の導電率の異方性が小さくなり、
それを無視することもできるが、一般の周波数を考える
場合には、導電率の異方性を考慮して脂肪分布画像の導
出精度の改善を行うことが望まれる。
【００４６】しかしながら、導電率の異方性を通常の方
法で考慮すると、６つの独立成分を有する導電率テンソ
ルを導電率分布算出手段４の中のアルゴリズムで扱うこ
とになり、膨大な計算量を要し、現実的ではない。何ら
かの簡略化した取り扱い方法を考案することが必要とな
る。
法で考慮すると、６つの独立成分を有する導電率テンソ
ルを導電率分布算出手段４の中のアルゴリズムで扱うこ
とになり、膨大な計算量を要し、現実的ではない。何ら
かの簡略化した取り扱い方法を考案することが必要とな
る。
【００４７】本発明者らは、実質上十分な精度で導電率
の異方性を考慮できる、以下のような簡易手法を見い出
した。すなわち、測定部位断面に平行な方向の導電率テ
ンソルの対角成分σx（面内電気伝導度）と測定部位断
面に垂直な方向の導電率テンソルの対角成分σzの二つ
の量によって測定部位断面での導電率を記述する。さら
に、計算の簡略化と反復計算における収束性の向上のた
めσxとσzとの間に一定の関数関係を導入し、同時にこ
の関数によって、導電率が大きい筋肉では異方性が大き
く、導電率の小さい脂肪では異方性がないことを記述す
る。そのためにはたとえば以下のような関数を使用する
と便利である。すなわち、二つのしきい値σ1とσ2（た
だし、σ1<σ2）を用意し、脂肪の領域σx <σ1のとき
にはσz=σx、筋肉の領域σx >σ2のときにはσz=κσx
（κは正の定数）とし、その中間の領域σ1≦σx≦σ2
においては両式を滑らかに結ぶ単調増加な関数を選ぶ。
筋肉の筋繊維が測定部位断面とほぼ垂直に走っている場
合は、σz >σxとなることが生体組織学的にわかってお
り、異方性パラメータκはκ＞１となる。このような関
数関係の導入によって、しきい値σ1以上の導電率（面
内電気伝導度）を有する領域に対して導電率の異方性が
考慮される。このため、導電率分布算出手段４ａは、し
きい値以下の導電率を有する前記断面上の領域に対して
は、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電
率とが等しいとして導電率分布の画像化を行う。
の異方性を考慮できる、以下のような簡易手法を見い出
した。すなわち、測定部位断面に平行な方向の導電率テ
ンソルの対角成分σx（面内電気伝導度）と測定部位断
面に垂直な方向の導電率テンソルの対角成分σzの二つ
の量によって測定部位断面での導電率を記述する。さら
に、計算の簡略化と反復計算における収束性の向上のた
めσxとσzとの間に一定の関数関係を導入し、同時にこ
の関数によって、導電率が大きい筋肉では異方性が大き
く、導電率の小さい脂肪では異方性がないことを記述す
る。そのためにはたとえば以下のような関数を使用する
と便利である。すなわち、二つのしきい値σ1とσ2（た
だし、σ1<σ2）を用意し、脂肪の領域σx <σ1のとき
にはσz=σx、筋肉の領域σx >σ2のときにはσz=κσx
（κは正の定数）とし、その中間の領域σ1≦σx≦σ2
においては両式を滑らかに結ぶ単調増加な関数を選ぶ。
筋肉の筋繊維が測定部位断面とほぼ垂直に走っている場
合は、σz >σxとなることが生体組織学的にわかってお
り、異方性パラメータκはκ＞１となる。このような関
数関係の導入によって、しきい値σ1以上の導電率（面
内電気伝導度）を有する領域に対して導電率の異方性が
考慮される。このため、導電率分布算出手段４ａは、し
きい値以下の導電率を有する前記断面上の領域に対して
は、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電
率とが等しいとして導電率分布の画像化を行う。
【００４８】導電率分布算出手段４ａでは上記の導電率
異方性を取り入れた以下のアルゴリズムに従って導電率
分布を算出する。
異方性を取り入れた以下のアルゴリズムに従って導電率
分布を算出する。
【００４９】まず、第１の実施形態と同様にして図６に
示すような仮想モデル体７２をコンピュータ６１内に形
成し、仮想モデル体７２全体に初期値として上記の異方
性を考慮した導電率分布（σx, σz）を与える。このと
き、測定部位断面７３と平行なすべての断面において導
電率分布は同一とする。次に、生体インピーダンス測定
手段２ａによる測定と同様の電極間に同様の電流を流し
たとき、仮想モデル体７２の測定部位断面７３上および
断面近傍を流れる電流によって測定部位断面外周上に発
生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算
出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２ａで
実際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測
値）と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、
仮想モデル体７２の導電率分布を修正する。導電率分布
を修正した仮想モデル体７２に対して、同様にして測定
部位断面７３外周の電位分布を計算し、実測値と再度比
較する。残差が所定の設定値以下になるまであるいは残
差が一定値に収束するまでこれらの操作を反復し、仮想
モデル体7２上に、実際の被測定体５０の測定部位断面
と同一の導電率分布を再現する。
示すような仮想モデル体７２をコンピュータ６１内に形
成し、仮想モデル体７２全体に初期値として上記の異方
性を考慮した導電率分布（σx, σz）を与える。このと
き、測定部位断面７３と平行なすべての断面において導
電率分布は同一とする。次に、生体インピーダンス測定
手段２ａによる測定と同様の電極間に同様の電流を流し
たとき、仮想モデル体７２の測定部位断面７３上および
断面近傍を流れる電流によって測定部位断面外周上に発
生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算
出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２ａで
実際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測
値）と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、
仮想モデル体７２の導電率分布を修正する。導電率分布
を修正した仮想モデル体７２に対して、同様にして測定
部位断面７３外周の電位分布を計算し、実測値と再度比
較する。残差が所定の設定値以下になるまであるいは残
差が一定値に収束するまでこれらの操作を反復し、仮想
モデル体7２上に、実際の被測定体５０の測定部位断面
と同一の導電率分布を再現する。
【００５０】導電率の修正量を求める際に使用する感度
マトリックスは、たとえば文献IEEETrans.BioMedical E
ng.Vol.18,pp.38-41(1971)に記載の方法を、異方的な導
電率を有する仮想モデル体７２に応用して求めればよ
い。前記文献には、等方的な導電率を有する物体に対す
る感度マトリックスの一般形が求められており、それに
よると感度ＳはＳｍｎｋ＝∂Ｖｍｎ／∂σｋ＝−∫（Ｅ
ｍｋ・Ｅｎｋ）ｄｖと表される。ここで、添字ｍとｎは
いずれも電極のペアに付けた指標であり、添字ｋは有限
要素法の計算において仮想モデル体７２を複数の要素
（領域）に分割したときの各要素を表す指標である。ま
た、Ｖｍｎは電極ペアｍ間に単位電流を印加したとき電
極ペアｎ間に発生する電位差を表し、σｋは要素ｋでの
導電率である。Ｅｍｋは電極ペアｍ間に単位電流を流し
たとき要素ｋに発生する電場ベクトル、Ｅｎｋは電極ペ
アｎ間に単位電流を流したとき要素ｋに発生する電場ベ
クトルであり、Ｅｍｋ・Ｅｎｋはベクトルの内積を、積
分は要素ｋ内での体積積分を表す。感度マトリックスＳ
ｍｎｋは導電率σｋがわずかに変化したときの電位差Ｖ
ｍｎの変化率を表す。感度マトリックスに関する前記の
表式を、異方的な導電率を有する仮想モデル体７２に応
用すると、感度マトリックスはＳｍｎｋ＝∂Ｖ ｍｎ／∂
σｋｘ＝−∫（Ｅｍｋｘ×Ｅｎｋｘ＋Ｅｍｋｙ×Ｅ
ｎｋｙ＋Ｅｍｋｚ×Ｅｎｋｚ×∂σｋｚ／∂σｋｘ）ｄ
ｖとなる。ここで、測定部位断面と平行にｘ軸とｙ軸を
とり、測定部位断面と垂直にｚ軸をとった。σｋｘは要
素ｋにおける面内電気伝導度σｚであり、σｋｚは要素
ｋにおける、測定部位断面と垂直な方向の導電率テンソ
ルの対角成分σｚである。また、電場ベクトルＥｍ ｋと
Ｅｎｋの各成分をＥｍｋ＝（Ｅｍｋｘ，Ｅｍｋｙ，Ｅ
ｍｋｚ）およびＥｎｋ＝（Ｅｎｋｘ，Ｅｎｋｙ，Ｅ
ｎｋｚ）と表した。上式の体積積分を実行して計算した
感度マトリックスＳｍｎｋを用いることにより従来の方
法にしたがって、導電率分布の修正量を求めることがで
きる。
マトリックスは、たとえば文献IEEETrans.BioMedical E
ng.Vol.18,pp.38-41(1971)に記載の方法を、異方的な導
電率を有する仮想モデル体７２に応用して求めればよ
い。前記文献には、等方的な導電率を有する物体に対す
る感度マトリックスの一般形が求められており、それに
よると感度ＳはＳｍｎｋ＝∂Ｖｍｎ／∂σｋ＝−∫（Ｅ
ｍｋ・Ｅｎｋ）ｄｖと表される。ここで、添字ｍとｎは
いずれも電極のペアに付けた指標であり、添字ｋは有限
要素法の計算において仮想モデル体７２を複数の要素
（領域）に分割したときの各要素を表す指標である。ま
た、Ｖｍｎは電極ペアｍ間に単位電流を印加したとき電
極ペアｎ間に発生する電位差を表し、σｋは要素ｋでの
導電率である。Ｅｍｋは電極ペアｍ間に単位電流を流し
たとき要素ｋに発生する電場ベクトル、Ｅｎｋは電極ペ
アｎ間に単位電流を流したとき要素ｋに発生する電場ベ
クトルであり、Ｅｍｋ・Ｅｎｋはベクトルの内積を、積
分は要素ｋ内での体積積分を表す。感度マトリックスＳ
ｍｎｋは導電率σｋがわずかに変化したときの電位差Ｖ
ｍｎの変化率を表す。感度マトリックスに関する前記の
表式を、異方的な導電率を有する仮想モデル体７２に応
用すると、感度マトリックスはＳｍｎｋ＝∂Ｖ ｍｎ／∂
σｋｘ＝−∫（Ｅｍｋｘ×Ｅｎｋｘ＋Ｅｍｋｙ×Ｅ
ｎｋｙ＋Ｅｍｋｚ×Ｅｎｋｚ×∂σｋｚ／∂σｋｘ）ｄ
ｖとなる。ここで、測定部位断面と平行にｘ軸とｙ軸を
とり、測定部位断面と垂直にｚ軸をとった。σｋｘは要
素ｋにおける面内電気伝導度σｚであり、σｋｚは要素
ｋにおける、測定部位断面と垂直な方向の導電率テンソ
ルの対角成分σｚである。また、電場ベクトルＥｍ ｋと
Ｅｎｋの各成分をＥｍｋ＝（Ｅｍｋｘ，Ｅｍｋｙ，Ｅ
ｍｋｚ）およびＥｎｋ＝（Ｅｎｋｘ，Ｅｎｋｙ，Ｅ
ｎｋｚ）と表した。上式の体積積分を実行して計算した
感度マトリックスＳｍｎｋを用いることにより従来の方
法にしたがって、導電率分布の修正量を求めることがで
きる。
【００５１】本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置
によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像に
おいて、アルゴリズムの中で使用する異方性パラメータ
κの値を変化させたとき、最終残差（相対値）がどのよ
うに変化するかを計算した例を図１１に示す。最終残差
が小さいほど、腹部断面外周上で実測した電位分布と仮
想モデル体７２で計算した電位分布の一致がよく、より
正確に、被測定体５０の測定部位断面での導電率分布を
仮想モデル体７２上で再現できていることを表す。な
お、電位差測定や画像化等の条件は図７の導電率分布画
像の作成時に使用した条件と同じである。被測定体５０
に印加する交流電流の周波数が１００ｋＨｚのときには
κ≒２．２において、３００ｋＨｚのときにはκ≒２に
おいて最終残差が極小になり、導電率の異方性を考慮す
ることが画像化の精度の向上に有効であることがわか
る。一方、交流電流の周波数が５００ｋＨｚのとき極小
値はκ＝１．４付近にあり、異方性の考慮はやはり有効
だがその効果は相対的に小さくなる。
によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像に
おいて、アルゴリズムの中で使用する異方性パラメータ
κの値を変化させたとき、最終残差（相対値）がどのよ
うに変化するかを計算した例を図１１に示す。最終残差
が小さいほど、腹部断面外周上で実測した電位分布と仮
想モデル体７２で計算した電位分布の一致がよく、より
正確に、被測定体５０の測定部位断面での導電率分布を
仮想モデル体７２上で再現できていることを表す。な
お、電位差測定や画像化等の条件は図７の導電率分布画
像の作成時に使用した条件と同じである。被測定体５０
に印加する交流電流の周波数が１００ｋＨｚのときには
κ≒２．２において、３００ｋＨｚのときにはκ≒２に
おいて最終残差が極小になり、導電率の異方性を考慮す
ることが画像化の精度の向上に有効であることがわか
る。一方、交流電流の周波数が５００ｋＨｚのとき極小
値はκ＝１．４付近にあり、異方性の考慮はやはり有効
だがその効果は相対的に小さくなる。
【００５２】本発明の第１の実施形態および第２の実施
形態において、複数の周波数の電流で測定を行って、そ
れらの測定結果を比較することにより、測定結果の信頼
性を高めることもできる。
形態において、複数の周波数の電流で測定を行って、そ
れらの測定結果を比較することにより、測定結果の信頼
性を高めることもできる。
【００５３】また、生体インピーダンス測定手段２ある
いは２ａによって測定された生体インピーダンスと輪郭
情報測定手段３によって測定された測定部位断面の外周
長とを用いて、導電率分布の画像化を経由せずに直接、
測定部位断面の皮下脂肪量あるいは内臓脂肪量あるいは
それらの和を推定する機能を付加してもよい。
いは２ａによって測定された生体インピーダンスと輪郭
情報測定手段３によって測定された測定部位断面の外周
長とを用いて、導電率分布の画像化を経由せずに直接、
測定部位断面の皮下脂肪量あるいは内臓脂肪量あるいは
それらの和を推定する機能を付加してもよい。
【００５４】本発明は被測定体５０として人体の腹部は
勿論、大腿部や上腕部などへの適用も可能である。ま
た、被測定体５０は人体に限定されることなく、豚、牛
等の動物、マグロ等の魚類であっても良く、これらの測
定部位断面の脂肪分布や脂肪量を求めることができる。
勿論、大腿部や上腕部などへの適用も可能である。ま
た、被測定体５０は人体に限定されることなく、豚、牛
等の動物、マグロ等の魚類であっても良く、これらの測
定部位断面の脂肪分布や脂肪量を求めることができる。
【００５５】
【発明の効果】本発明によれば、インピーダンスＣＴ法
によって、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度
と分解能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定する
ことのできる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装
置を提供することができる。
によって、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度
と分解能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定する
ことのできる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装
置を提供することができる。
【図１】本発明の第１の実施形態の体脂肪測定装置を示
す構成図。
す構成図。
【図２】第１の実施形態の電極群の平面図。
【図３】第１の実施形態の生体インピーダンス測定手段
の構成図。
の構成図。
【図４】被測定体への電流印加方法の一例を示す図。
【図５】被測定体への電流印加方法の他の一例を示す
図。
図。
【図６】長手方向に同一の断面形状を有する三次元的な
仮想モデル体を示す図。
仮想モデル体を示す図。
【図７】第１の実施形態の体脂肪測定装置によって測定
した、人体腹部断面での導電率分布画像の例を示す図。
した、人体腹部断面での導電率分布画像の例を示す図。
【図８】第１の実施形態の体脂肪測定装置によって測定
した、人体腹部断面での脂肪分布画像の例を示す図。
した、人体腹部断面での脂肪分布画像の例を示す図。
【図９】周波数１００ｋＨｚの電流を第１の実施形態と
同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導電
率分布画像の例を示す図。
同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導電
率分布画像の例を示す図。
【図１０】周波数３００ｋＨｚの電流を第１の実施形態
と同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導
電率分布画像の例を示す図。
と同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導
電率分布画像の例を示す図。
【図１１】本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置を
示す構成図。
示す構成図。
【図１２】異方性パラメータの値を変化させたとき、最
終残差がどのように変化するかを計算した例を示す図。
終残差がどのように変化するかを計算した例を示す図。
１…電極群、２…生体インピーダンス測定手段、３…輪
郭情報測定手段、４…導電率分布算出手段、５…脂肪判
別手段、６…表示手段、５０…被測定体、５１…支持
板、５２…開閉部、５３…電極、５４…エアシリンダ、
６１…コンピュータ、６２…正弦波発振器、６３…定電
流回路、６４…スイッチ群、６５…電極、６６…差動増
幅器、６７…マルチプレクサ、６８…バンドパスフィル
タ、６９…位相検出型アンプ（ロックインアンプ）、７
０…ＤＣ電圧計、７１…移相器、７２…仮想モデル体、
７３…測定部位断面、８１，８３，８４…導電率分布画
像、８２…脂肪分布画像。
郭情報測定手段、４…導電率分布算出手段、５…脂肪判
別手段、６…表示手段、５０…被測定体、５１…支持
板、５２…開閉部、５３…電極、５４…エアシリンダ、
６１…コンピュータ、６２…正弦波発振器、６３…定電
流回路、６４…スイッチ群、６５…電極、６６…差動増
幅器、６７…マルチプレクサ、６８…バンドパスフィル
タ、６９…位相検出型アンプ（ロックインアンプ）、７
０…ＤＣ電圧計、７１…移相器、７２…仮想モデル体、
７３…測定部位断面、８１，８３，８４…導電率分布画
像、８２…脂肪分布画像。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 恩田 智彦
東京都墨田区文花２丁目１−３ 花王株式
会社研究所内
(72)発明者 木村 毅
栃木県芳賀郡市貝町赤羽2606 花王株式会
社研究所内
Ｆターム(参考） 4C027 AA06 CC00 DD05 EE01 EE03
EE05 FF01 FF02 GG00 GG09
GG15 HH13 KK00 KK01 KK03
4C038 VA03 VB28 VC20
Claims (9)
- 【請求項１】 測定部位の外周上に配置した複数の電極
と、 前記複数の電極のうち、順次選択される２つの電極間に
電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位
差を測定する生体インピーダンス測定手段と、 測定値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を
算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布
算出手段と、 得られた画像を表示する表示手段と、を備えた体脂肪測
定装置において、 前記印加電流の周波数が３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以
下である体脂肪測定装置。 - 【請求項２】 測定部位の外周上に配置した複数の電極
と、 前記複数の電極のうち、順次選択される２つの電極間に
電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位
差を測定する生体インピーダンス測定手段と、 測定値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を
算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布
算出手段と、 得られた画像を表示する表示手段と、を備えた体脂肪測
定装置において、 前記導電率分布算出手段は、前記断面内の導電率と前記
断面に垂直な方向の導電率との異方性に基づいて前記導
電率分布の画像化を行う体脂肪測定装置。 - 【請求項３】 前記導電率分布算出手段は、所定のしき
い値以下の導電率を有する前記断面上の領域に対して
は、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電
率とが等しいとして前記導電率分布の画像化を行う請求
項２に記載の体脂肪測定装置。 - 【請求項４】 前記測定部位の外周上に配置した前記複
数の電極の位置を検出することにより、前記測定部位の
断面の輪郭情報を測定する輪郭情報測定手段を有し、 前記導電率分布算出手段は、前記輪郭情報測定手段で測
定された前記測定部位の断面の輪郭情報と前記測定値と
に基づいて前記導電率分布の画像化を行う請求項１乃至
請求項３のいずれか１項に記載の体脂肪測定装置。 - 【請求項５】 前記測定部位が腹部であることを特徴と
する請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の体脂
肪測定装置。 - 【請求項６】 前記導電率分布をしきい値と比較するこ
とにより、脂肪とそれ以外の組織を判別する脂肪判別手
段を有する請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載
の体脂肪測定装置。 - 【請求項７】 前記脂肪判別手段による判別結果に基づ
いて、前記測定部位断面での脂肪面積を算出する脂肪量
算出手段を有する請求項６に記載の体脂肪測定装置。 - 【請求項８】 前記脂肪量算出手段は、前記脂肪面積か
ら被測定体の体脂肪率を算出することを特徴とする請求
項７に記載の体脂肪測定装置。 - 【請求項９】 前記導電率分布をしきい値と比較するこ
とにより、脂肪とそれ以外の組織を判別する脂肪判別手
段と、 前記脂肪判別手段により判別された脂肪の存在位置から
脂肪を内臓脂肪と皮下脂肪に分類し、内臓脂肪面積と皮
下脂肪面積を算出する脂肪量算出手段と、を有する請求
項５に記載の体脂肪測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002157773A JP3958628B2 (ja) | 2002-05-30 | 2002-05-30 | 体脂肪測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002157773A JP3958628B2 (ja) | 2002-05-30 | 2002-05-30 | 体脂肪測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003339658A true JP2003339658A (ja) | 2003-12-02 |
| JP3958628B2 JP3958628B2 (ja) | 2007-08-15 |
Family
ID=29773471
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002157773A Expired - Fee Related JP3958628B2 (ja) | 2002-05-30 | 2002-05-30 | 体脂肪測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3958628B2 (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005279256A (ja) * | 2004-03-01 | 2005-10-13 | Tanita Corp | 体組成測定装置 |
| JP2008142469A (ja) * | 2006-12-13 | 2008-06-26 | Tanita Corp | 生体測定装置 |
| JP2009523037A (ja) * | 2005-12-20 | 2009-06-18 | デイクスタル・バイオメデイカ・インダストリア・エ・コメルシオ・リミタダ | 電気インピーダンストモグラフィ用の電極アセンブリ |
| JP2010088753A (ja) * | 2008-10-10 | 2010-04-22 | Hitachi Ltd | 内臓脂肪推定装置 |
| JP2012500680A (ja) * | 2008-08-29 | 2012-01-12 | ゲリノヴァ アーゲー | 人体の血液中血糖レベル変化を推定するための非浸襲性方法とその方法を実行する装置 |
| JP2012061057A (ja) * | 2010-09-14 | 2012-03-29 | Kitasato Institute | 生体の電気的インピーダンス断層像測定装置 |
| JP2014524816A (ja) * | 2011-07-20 | 2014-09-25 | レスピラトリー・モーション・インコーポレイテッド | インピーダンス計測デバイスおよび緊急心血管治療の方法 |
| JP2014233619A (ja) * | 2013-06-04 | 2014-12-15 | 学校法人北里研究所 | 電気インピーダンストモグラフィ測定装置 |
| WO2016103609A1 (ja) * | 2014-12-22 | 2016-06-30 | 京セラ株式会社 | 筋肉面積推定システム、機器、及び筋肉面積推定方法 |
| JPWO2015002210A1 (ja) * | 2013-07-02 | 2017-02-23 | 学校法人北里研究所 | Ｅｉｔ測定装置、ｅｉｔ測定方法及びプログラム |
| JP2017506107A (ja) * | 2014-02-27 | 2017-03-02 | キンバリー クラーク ワールドワイド インコーポレイテッド | 単一コイル磁場誘導トモグラフィー撮像を使用して健康状態を評価する方法 |
| JP2019076449A (ja) * | 2017-10-25 | 2019-05-23 | 花王株式会社 | 体組成評価方法、体組成評価装置 |
-
2002
- 2002-05-30 JP JP2002157773A patent/JP3958628B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005279256A (ja) * | 2004-03-01 | 2005-10-13 | Tanita Corp | 体組成測定装置 |
| JP4646614B2 (ja) * | 2004-03-01 | 2011-03-09 | 株式会社タニタ | 体組成測定装置 |
| US9060705B2 (en) | 2005-12-20 | 2015-06-23 | Autopoiese Participacoes, Ltda | Electrode assembly for electrical impedance tomography |
| JP2009523037A (ja) * | 2005-12-20 | 2009-06-18 | デイクスタル・バイオメデイカ・インダストリア・エ・コメルシオ・リミタダ | 電気インピーダンストモグラフィ用の電極アセンブリ |
| JP2008142469A (ja) * | 2006-12-13 | 2008-06-26 | Tanita Corp | 生体測定装置 |
| JP2012500680A (ja) * | 2008-08-29 | 2012-01-12 | ゲリノヴァ アーゲー | 人体の血液中血糖レベル変化を推定するための非浸襲性方法とその方法を実行する装置 |
| JP2010088753A (ja) * | 2008-10-10 | 2010-04-22 | Hitachi Ltd | 内臓脂肪推定装置 |
| JP2012061057A (ja) * | 2010-09-14 | 2012-03-29 | Kitasato Institute | 生体の電気的インピーダンス断層像測定装置 |
| JP2014524816A (ja) * | 2011-07-20 | 2014-09-25 | レスピラトリー・モーション・インコーポレイテッド | インピーダンス計測デバイスおよび緊急心血管治療の方法 |
| JP2014233619A (ja) * | 2013-06-04 | 2014-12-15 | 学校法人北里研究所 | 電気インピーダンストモグラフィ測定装置 |
| EP4154809A1 (en) * | 2013-07-02 | 2023-03-29 | School Juridical Person The Kitasato Institute | Eit measurement device |
| US10285618B2 (en) | 2013-07-02 | 2019-05-14 | School Juridical Person Kitasato Institute | EIT measurement device, EIT measurement method and program |
| JPWO2015002210A1 (ja) * | 2013-07-02 | 2017-02-23 | 学校法人北里研究所 | Ｅｉｔ測定装置、ｅｉｔ測定方法及びプログラム |
| EP3017758A4 (en) * | 2013-07-02 | 2017-08-16 | School Juridical Person The Kitasato Institute | Eit measurement device, eit measurement method and program |
| US10278609B2 (en) | 2014-02-27 | 2019-05-07 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Methods for assessing health conditions using single coil magnetic induction tomography imaging |
| JP2017506107A (ja) * | 2014-02-27 | 2017-03-02 | キンバリー クラーク ワールドワイド インコーポレイテッド | 単一コイル磁場誘導トモグラフィー撮像を使用して健康状態を評価する方法 |
| JP2016118953A (ja) * | 2014-12-22 | 2016-06-30 | 京セラ株式会社 | 筋肉面積推定システム、機器、及び筋肉面積推定方法 |
| US10357198B2 (en) | 2014-12-22 | 2019-07-23 | Kyocera Corporation | System for estimating muscle area, device, and method for estimating muscle area |
| WO2016103609A1 (ja) * | 2014-12-22 | 2016-06-30 | 京セラ株式会社 | 筋肉面積推定システム、機器、及び筋肉面積推定方法 |
| JP2019076449A (ja) * | 2017-10-25 | 2019-05-23 | 花王株式会社 | 体組成評価方法、体組成評価装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3958628B2 (ja) | 2007-08-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Adler et al. | Electrical impedance tomography: methods, history and applications | |
| RU2127075C1 (ru) | Способ получения томографического изображения тела и электроимпедансный томограф | |
| US7499745B2 (en) | Multidimensional bioelectrical tissue analyzer | |
| Smith et al. | A real-time electrical impedance tomography system for clinical use-design and preliminary results | |
| Harikumar et al. | Electrical impedance tomography (EIT) and its medical applications: a review | |
| Adler et al. | Impedance imaging of lung ventilation: do we need to account for chest expansion? | |
| Isaacson et al. | Imaging cardiac activity by the D-bar method for electrical impedance tomography | |
| JP7244136B2 (ja) | 電気インピーダンス断層撮影装置及び方法 | |
| Reifferscheid et al. | Regional ventilation distribution determined by electrical impedance tomography: reproducibility and effects of posture and chest plane | |
| US20060122523A1 (en) | Arrangement and method for detecting abnormalities and inconsistencies in a body | |
| JP3958628B2 (ja) | 体脂肪測定装置 | |
| JP2023508167A (ja) | 電気インピーダンス・トモグラフィーによる３次元血液灌流画像生成方法及び装置 | |
| Shiga et al. | A new simple measurement system of visceral fat accumulation by bioelectrical impedance analysis | |
| EP3003129A1 (en) | Diagnostic and monitoring electrical impedance tomography (eit) system for osteoporosis | |
| CN106373194B (zh) | 一种人体肺部电阻层析成像有限元模型设计方法 | |
| US11058318B2 (en) | Fluid level determination | |
| Tehrani et al. | Evaluation of different stimulation and measurement patterns based on internal electrode: application in cardiac impedance tomography | |
| Liu et al. | A bilateral constrained image reconstruction method using electrical impedance tomography and ultrasonic measurement | |
| JP3396672B2 (ja) | 体脂肪測定装置 | |
| Mosquera et al. | Implementation of a low cost prototype for electrical impedance tomography based on the integrated circuit for body composition measurement AFE4300 | |
| JP3396663B2 (ja) | 体脂肪測定装置 | |
| Jossinet et al. | Electrical impedance endotomography | |
| Orschulik et al. | Addition of internal electrodes is beneficial for focused bioimpedance measurements in the lung | |
| Hartinger et al. | Eit system and reconstruction algorithm adapted for skin cancer imaging | |
| Korjenevsky | Reconstruction of absolute conductivity distribution in electrical impedance tomography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050106 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20070122 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070213 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070402 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070424 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070510 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 3958628 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110518 Year of fee payment: 4 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110518 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120518 Year of fee payment: 5 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130518 Year of fee payment: 6 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140518 Year of fee payment: 7 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |