JP2010510835A - 測定装置 - Google Patents

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Abstract

生物学的指標を決定するための方法であって、該方法は、処理システムにおいて、少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、を含む。また、該方法は、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、を含む。

Description

本発明は、生物学的指標を決定するための装置及び方法に関し、特に、放射線減衰及びインピーダンス測定を用いて生物学的指標を決定するための装置及び方法に関する。また、本発明は、対象体に対するインピーダンス測定に用いるための装置及び方法に関する。
本明細書において、いかなる従来の刊行物（又はそれに基づいた情報）の参照、又はいかなる公知の事項の参照は、それらの先行する刊行物（又はそれに基づく情報）や公知の事項が、本明細書が関する努力傾注分野における共通の一般知識の一部を形成するという認識、了解或いはいかなる形態の示唆ではなく、また、それらを認識、了解或いは示唆として解釈してはならない。
ＤＥＸＡ（二重エネルギーＸ線吸収測定法）は、透過したＸ線の減衰を決定するためのものであって、決定される対象体の体組成に関する情報を得ることを可能にする対象体のＸ線吸収スキャンを含む。特に、ＤＥＸＡは、対象体の灰重量としても公知である対象体の骨塩密度の決定に使用される。対象体の重量、細胞内液、細胞外液のレベルのような付加情報と組み合わされたとき、これは、対象体の脂肪量及び除脂肪量を引き出すのに用いられる。
このような目的のために使われる例示的なＤＥＸＡ装置が米国特許６,２３３,４７３号明細書に開示されている。前記システムは、Ｘ線を扇状に広がるように発生し、質量倍率及び測定システムの形状による他の影響を補正する信号処理を用いる。
更に、ＤＥＸＡ測定を用いて相対的な四肢の体積を計算することで、ＤＥＸＡによるリンパ浮腫の存在を検出するに用いることができる。しかし、特にリンパ浮腫の初期には相対的な四肢の体積の変化が極めて限定されるため、このような技術の感度は限定的である。また、ＤＥＸＡは、対象体を平面的にしかイメージ化せず、このため四肢の体積は、四肢の断面イメージから算出しなければならない。四肢の体積と四肢の断面との関係に関する仮定に依存するため、これにより更なる不正確さが生じることになる。
対象体の内臓脂肪レベルを計算するために、ＤＥＸＡを用いることも公知である。しかし、ＤＥＸＡが対象体を平面的にイメージ化するため、このような技術の正確さが相当限定される。
心臓機能、体組成、浮腫の存在のようなその他の健康状態指標のような対象体に係わる生物学的指標を決定するための他の従来の技術は、生体電気インピーダンス法の利用を含む。典型的には、このようなプロセスは、皮膚表面上に取り付けられた一連の電極を用いて、対象体の電気インピーダンスを測定する測定装置を用いることを含む。体表面で測定した電気インピーダンスの変化を用いて、心周期、浮腫などに係わる体液のレベル変化のようなパラメータを決定する。
インピーダンス測定装置は、対象体、局所環境、測定装置の間の浮遊容量、電極インピーダンスとも知られている電極／組織界面インピーダンスの変動、測定装置を電極に連結するリードの間の誘導結合と浮遊容量を含む外部因子に対して感度が高いことがある。
第１の広範な形態において、本発明は、生物学的指標を決定するための方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）放射線源からの放射線に対象体を被曝させるステップと、
ｂ）対象体を透過した放射線の減衰を決定するステップと
を実行することで、前記放射線減衰測定を実行させるステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）放射線源を対象体の長さに沿ってスキャンさせるステップと、
ｂ）検出器から放射線減衰表示を受信するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の電極セットを用いて、１つ以上の電気信号を対象体に印加させるステップと、
ｂ）対象体に付けられた第２の電極のセット全体で測定された電気信号の指標を決定するステップと、
ｃ）前記指標及び前記１つ以上の印加された信号から少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと
を実行することで、前記インピーダンス測定を実行させるステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）実行すべき少なくとも１つの測定手順を決定するステップと、
ｂ）決定された測定手順に従って放射線減衰及びインピーダンス測定を実行するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）測定手順に対応する命令を選択するステップと、
ｂ）前記命令を第２の処理システムに伝達するステップと
を含み、
前記第２の処理システムは、
ｉ）前記指示を用いて、１つ以上の信号を前記対象体に印加するのに用いられる制御信号を生成し、
ｉｉ）前記対象体に印加された１つ以上の信号の指標を受信し、
ｉｉｉ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信し、
ｉｖ）インピーダンス値が決定されるように、前記命令を用いて、前記指標の少なくとも予備処理を実行するためのものである。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）決定された測定手順に係わる少なくとも１つの電極配置を決定するステップと、
ｂ）電極配置を示す表現を表示するステップと、
ｃ）表現れた指標に従って前記電極が配置されると、前記インピーダンス測定を実行させるステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）浮腫の有無又は程度の指標と、
ｂ）内臓脂肪レベルの指標と、
ｃ）部分的な体組成の指標と、
ｄ）体組成の表示と
のうち少なくとも１つを決定するために、第１及び第２の生物学的指標を用いるステップを含む。
典型的には、前記第１の生物学的指標は、
ａ）対象体の骨塩密度と、
ｂ）対象体の灰重量と、
ｃ）対象体の１つ以上の身体部分に対する部分的な体積と、
ｄ）総脂肪量と
のうち少なくとも１つを示す。
典型的には、第２の生物学的指標は対象体内の体液のレベルを示す。
典型的には、少なくとも１つの第２の生物学的指標は、
ａ）細胞内液に対する細胞外液の割合に基づく指数と、
ｂ）インピーダンスパラメータ値に基づく指数と、
ｃ）細胞内液体積と、
ｄ）細胞外液体積と
のうち少なくとも１つである。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの第２の生物学的指標を
ｉ）所定の基準と、
ｉｉ）少なくとも１つの他の身体部分に対して決定された指標と、
ｉｉｉ）予め決定された指標とのうち少なくとも１つと比較するステップと、
ｂ）前記比較結果を用いて、浮腫の有無又は程度の表示を決定するステップと、
を含む。
典型的には、前記基準は、
ａ）所定の閾値と、
ｂ）正規母集団から決定された公差と、
ｃ）所定の範囲と、
ｄ）対象体に対して予め決定された指標とのうち少なくとも１つを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）第２の生物学的指標を用いて、皮下脂肪レベルの表示を決定するステップと、
ｂ）第１の生物学的指標を用いて、総脂肪レベルの指標を決定するステップと、
ｃ）皮下脂肪レベルの表示及び総脂肪レベルの指標を用いて、内臓脂肪レベルの指標を決定するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンス測定を用いて、皮下脂肪レベルの指標を決定するステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の四肢の第１の半分部に対して測定したインピーダンスを示す第１の測定インピーダンスを決定するステップと、
ｂ）第１の四肢の第２の半分部に対して測定したインピーダンスを示す第２の測定インピーダンスを決定するステップと、
ｃ）第１の四肢に対して測定したインピーダンスを示す第３の測定インピーダンスを決定するステップと、
ｄ）第２及び第３の測定インピーダンスを用いて、第１の四肢の第１の半分部に対するインピーダンスを示す誘導インピーダンスを決定するステップと、
ｅ）前記第１の測定インピーダンスと前記誘導インピーダンスとを比較するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）前記第１の測定インピーダンスと前記誘導インピーダンスとの比較結果に応じて、電極が不正確に取り付けられたかを判定するステップと、
ｂ）不正確に取り付けられた電極の指標を生成するステップと、
ｃ）実行されるインピーダンスを測定するステップと、
ｄ）対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンスを決定するステップと、
ｅ）対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンスを用いて、皮下脂肪レベルの指標を決定するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの体部分に対する測定インピーダンス値を決定するステップと、
ｂ）それぞれの体部分に対して、測定したインピーダンス値を用いて、少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
ｃ）第２の生物学的指標を決定するために、それぞれの決定されたインピーダンス値を用いるステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）それぞれの決定されたインピーダンス値を用いて、少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
ｂ）前記少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を用いて、第２の生物学的指標を決定するステップと、
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）それぞれの体部分に対する複数の測定インピーダンス値を決定するステップであって、対応する測定周波数でそれぞれの測定インピーダンス値を測定する複数の測定インピーダンス値を決定するステップと、
ｂ）前記複数の測定インピーダンス値に基づいてインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
を含む。
典型的には、前記パラメータ値はＲ0及びＲ∞を含み、ここで、
Ｒ0は、ゼロ周波数における抵抗であり、
Ｒ∞は、無限周波数における抵抗である。
典型的には、該方法は、
ａ）ｉ）Ｒ0と、
ｉｉ）Ｒ∞と、
ｉｉｉ）Ｒ0とＲ∞の差と
のうち少なくとも１つに対して、時間による変化をモニタリングするステップと、
ｂ）インピーダンス測定のベクトル指標と
を含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）測定したインピーダンス値からパラメータＲ0及びＲ∞に対する値を決定するステップと、
ｂ）下記方程式を用いて指数（Ｉ）を計算することで、指標を決定するステップと、
を含む。
Figure 2010510835
 典型的には、該方法は処理システムにおいて、下記方程式を用いてパラメータ値を決定するステップを含み、
Figure 2010510835
 ここで、Ｚは、角周波数ωにおける測定インピーダンスであり、
τは、時間定数であり、
αは、０と１の間の値である。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、下記方程式を用いて、細胞外液体積として第２の生物学的指標を決定するステップを含み、
Figure 2010510835
 式中、ＥＣＶ＝細胞外液体積、
Ｃsegement＝腕又は足に対して１であり、胸腔に対して４である形状の定数、
Ｌsegment＝ｃｍ単位のセグメントの長さ
Ｒsegment＝Ｏｈｍ単位のセグメントの抵抗
ρsegment＝公称４７Ｏｈｍ／ｃｍである抵抗係数である。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、下記方程式を用いて、全身に対する細胞外液体積を決定するステップを含む。
Figure 2010510835
 典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の信号を対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体にわたって測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
ｃ）不均衡を決定するために、第２の信号の指標を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡に従って変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと
を実行することで、
少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、不均衡を最小化するための変更された第１の信号を決定するステップを含む。
典型的には、該方法は、
ａ）それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）前記対象体にわたって第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含む装置を用いて実行され、
前記方法は、
ｉ）リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から互いに異なる方向に延伸させることと、
ｉｉ）リード長を最短化することと
のうち少なくとも１つのためにリードを配置するステップを含む。
第２の広範な形態において、本発明は、生物学的指標を決定するための装置を提供し、前記装置は、
ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させ、
ｂ）決定された放射線減衰を用いて少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定し、
ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させ、
ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定する
ための処理システムを含む。
典型的には、前記装置は、
ａ）対象体を放射線に被曝させる放射線源と、
ｂ）対象体を透過した放射線を検出する検出器とを含む。
典型的には、前記装置は、前記放射線源と前記検出器を前記対象体に対して相対的に移動させて前記対象体を放射線に被曝させるドライブシステムを含む。
典型的には、前記装置は、
ａ）前記対象体を支持する支持面と、
ｂ）前記支持面内に少なくとも部分的に埋め込まれ、インピーダンス測定手順を実行するステップで用いられる１つ以上のリードとを含む。
典型的には、前記装置は、
ａ）検出器を支持するアームと、
ｂ）前記アーム内に少なくとも部分的に埋め込まれ、インピーダンス測定手順を実行するステップで用いられる１つ以上のリードとを含む。
典型的には、前記リードは、放射線透過性を有する。
典型的には、前記装置は、
ａ）フットプレートと、
ｂ）ハンドプレートと、
ｃ）帯状電極と、
ｄ）カフと
のうち少なくとも１つの一部として備えられる電極を含む。
典型的には、前記装置は、
ａ）第１の電極セットを用いて１つ以上の電気信号を対象体に印加する信号発生器と、
ｂ）第２の電極セット全体で測定される電気信号を測定するセンサと、
ｃ）ｉ）前記信号発生器を制御し、
ｉｉ）前記測定された電気信号の指標を決定する制御部と
を含む。
典型的には、前記制御部は、
ａ）処理システムから命令を受信し、
ｂ）前記命令を用いて、１つ以上の信号を前記対象体に印加するのに用いられる制御信号を生成し、
ｃ）前記対象体に印加された１つ以上の信号の指標を受信し、
ｄ）前記対象体全体で測定された１つ以上の指標の表示を受信し、
ｅ）インピーダンス値が決定されるように、前記命令を用いて、前記表示の少なくとも予備処理を実行するためのものである。
第３の広範な形態において、本発明は、内臓脂肪レベルを決定するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、内臓脂肪レベルを決定するステップと、
を含む。
第４の広範な形態において、本発明は、体組成を決定するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、体組成を決定するステップと、
を含む。
第５の広範な形態において、本発明は、浮腫の存在有無又は程度を診断するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、浮腫の有無又は程度を診断するステップと、
を含む。
第６の広範な形態において、本発明は、生物学的指標を決定する装置を提供し、前記装置は、
ａ）対象体を放射線に被曝させる放射線源と、
ｂ）前記対象体を透過した放射線を検出する検出器と、
ｃ）第１の電極セットを用いて１つ以上の電気信号を対象体に印加する信号発生器と、
ｄ）第２の電極セット全体で電気信号を測定するセンサと、
ｅ）制御部とを含み、
前記制御部は、
ｉ）前記放射線源及び前記信号発生器を制御し、
ｉｉ）前記対象体を透過した放射線及び前記測定した電気信号の表示を決定する。
本発明の第７の広範な形態において、対象体に対するインピーダンス測定を実行するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の信号を対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の指標の表示を決定するステップと、
ｃ）いかなる不均衡も決定するために第２の信号の指標を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
を含む。
典型的には、第２の信号は、それぞれの第２の電極で感知された電圧であり、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）第２の電極のそれぞれで感知された電圧を決定するステップと、
ｂ）第２の電極のそれぞれで感知された電圧を用いて第１の電圧を決定するステップと、
ｃ）前記第１の電圧を用いて不均衡を決定するステップと、
を含む。
典型的には、第１の電圧は、コモンモード信号である。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、不均衡を最小化するために変更された第１の信号を決定するステップを含む。
典型的には、前記第１の信号は、第１の電極を用いて対象体に印加される電圧であり、前記第２の信号は、それぞれの第２の電極で感知された電圧であり、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）前記対象体に第１の信号を印加することで生じる電流フローを決定するステップと、
ｂ）前記第２の電極のそれぞれで感知される電圧を決定するステップと、
ｃ）前記第２の電極のそれぞれで感知される電圧を用いて第２の電圧を決定するステップと、
ｄ）前記決定された電流フロー及び第２の電圧を用いてインピーダンスパラメータを決定するステップと
によってインピーダンス測定を実行するステップを含む。
典型的には、第２の電圧は差動電圧である。
典型的には、前記第１の信号は、前記第１の電極を用いて前記対象体に印加される電圧であり、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）前記対象体に第１の信号を印加することで生じる電流フローを決定するステップと、
ｂ）前記電流フローを閾値と比較するステップと、
ｃ）前記比較結果に応じて、前記対象体に対する前記第１の信号の印加を選択的に中断するステップと
によってインピーダンス測定を実行するステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の周波数で第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の表示を決定するステップと、
ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の表示を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を前記第１の周波数で実行させるようにするステップと、
ｆ）前記ステップａ）〜ステップｅ）を少なくとも１つの第２の周波数に対して繰り返すステップと
によって、複数の周波数のうちそれぞれの周波数でインピーダンス測定を実行するステップを含む。
典型的には、該方法は処理システムにおいて、
ａ）１つ以上の信号を前記対象体に印加するために用いられる制御信号を生成するステップと、
ｂ）前記対象体に印加された１つ以上の信号の指標を受信するステップと、
ｃ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信するステップと、
ｄ）インピーダンス値を測定させるために、前記表示に対する少なくとも予備処理を実行するステップと、
を含む。
第８の広範な形態において、本発明は、インピーダンス測定を実行する装置を提供し、前記装置は、
ａ）第１の信号を前記対象体に印加させ、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定し、
ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用い、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定し、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させる
ための処理システムを含む。
典型的には、前記処理システムは、
ａ）１つ以上の信号を前記対象体に印加するのに用いられる制御信号を生成し、
ｂ）前記対象体に印加された１つ以上の信号の指標を受信し、
ｃ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信し、
ｄ）インピーダンス値が決定されるように、前記表示の少なくとも予備処理を実行するためのものである。
典型的には、前記装置は、
ａ）１つ以上の制御信号を受信し、
ｂ）前記第１の信号を発生させるために前記制御信号を増幅し、
ｃ）第１の電極を介して前記対象体に前記第１の信号を印加し、
ｄ）前記対象体に印加された第１の信号に係わるパラメータ表示を提供する
ための少なくとも１つの信号発生器を含む。
典型的には、前記装置は、それぞれの第１の電極に対するそれぞれの信号発生器を含む。
典型的には、前記第１の信号は電圧であり、前記信号発生器は前記対象体を介して電流フローの表示を提供するためのものである。
典型的には、前記装置は、第２の電極を介して第２の信号を測定する少なくとも１つのセンサを含む。
典型的には、前記装置は、それぞれの第２の電極のためのそれぞれのセンサを含む。
典型的には、前記装置は、２つの第２の電極のそれぞれで測定された第２の信号を増幅する差動増幅器を含む。
典型的には、前記差動増幅器は、
ａ）前記第２の電極で測定される電圧を示す差動電圧と、
ｂ）不均衡を示すコモンモード信号と
のうち少なくとも１つを生成する。
典型的には、前記装置は、
ａ）前記信号発生器を有し、且つ前記センサが取り付けられた第１の基板と、
ｂ）使用中に前記信号発生器及び前記センサを前記対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２の基板と、
を含む電極システムを含む。
典型的には、前記装置は、測定装置を前記第１及び第２の電極に少なくとも部分的に連結する少なくとも１つのリードを含み、前記リードは、
ａ）前記測定装置と前記信号発生器を連結し、前記測定装置と前記センサを連結する少なくとも２つの連結部と、
ｂ）前記少なくとも２つの連結部のそれぞれのためのシールドであって、前記シールド同士が電気的に連結され、前記測定及び装置前記電極システムのそれぞれで基準電位に連結されるシールドと、
を含む。
典型的には、前記装置は、
ａ）それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含み、前記リードは、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
のうち少なくとも１つのために配置される。
典型的には、前記装置は、前記処理システムをコンピュータシステムに結合するためのインターフェースを含み、前記処理システムは、
ａ）前記コンピュータシステムから受信された命令に従って制御信号を生成し、
ｂ）インピーダンス値が決定されるように、測定されたインピーダンス値を示すデータを前記コンピュータシステムに提供する
ためのものである。
典型的には、前記処理システムはＦＰＧＡである。
典型的には、前記コンピュータシステムは、
ａ）処理システムを制御するための命令を生成し、
ｂ）処理システムから測定インピーダンス値を示すデータを受信し、
ｃ）前記データを用いてインピーダンス値を決定する
ためのものである。
第９の広範な形態において、本発明は、対象体に対するインピーダンス測定を実行するのに用いられる装置を提供し、前記装置は、測定装置を電極システムに連結するリードを含み、前記電極システムは、信号発生器及びセンサを含み、前記リードは、
ａ）前記測定装置と前記信号発生器を連結し、前記測定装置と前記センサを連結する少なくとも２つの連結部と、
ｂ）前記少なくとも２つの連結部のそれぞれのためのシールドであって、前記シールド同士が電気的に連結され、前記測定装置及び前記電極システムのそれぞれで基準電位に連結されるシールドと、
を含む。
典型的には、前記基準電位は接地電位である。
典型的には、前記リードは、
ａ）前記測定装置が前記信号発生器を制御し、第１の信号を前記対象体に印加するように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第１のケーブルと、
ｂ）前記測定装置が前記対象体に印加された第１の信号に係わるパラメータを決定するように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第２のケーブルと、
ｃ）前記測定装置が前記対象体で測定される電圧を決定するように、前記測定装置を前記センサ発生器に結合する第３のケーブルと、
を含む。
典型的には、前記電極システムは、
ａ）前記信号発生器及び前記センサが取り付けられた第１の基板と、
ｂ）使用中に、前記信号発生器及び前記センサを前記対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２の基板と、
を含む。
第１０の広範な形態において、本発明は、対象体に対するインピーダンス測定を実行するのに用いられる装置を提供し、前記装置は、
ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含み、前記リードは、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させることと、
ｉｉ）リード長を最短化させることと
のうち少なくとも１つのために配置される。
典型的には、前記装置は、
ａ）４つの電極システムと、
ｂ）前記測定装置から４つの異なる方向に延伸する４つのリードとを含む。
典型的には、前記装置は、前記測定装置が実質的に対象体の膝間に位置するように、対象体の四肢を支持する支持部を含む。
典型的には、各リードは、
ａ）前記測定装置が前記信号発生器を制御し、第１の信号を前記対象体に印加するように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第１のケーブルと、
ｂ）前記測定装置が前記対象体に印加された第１の信号に係わるパラメータを決定するように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第２のケーブルと、
ｃ）前記測定装置が前記対象体で測定される電圧を決定するように、前記測定装置を前記センサ発生器に結合する第３のケーブルとを含む。
典型的には、電極システムは、
ａ）前記信号発生器及び前記センサが取り付けられた第１の基板と、
ｂ）使用中に、前記信号発生器及び前記センサを前記対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２基板とを含む。
第１１の広範な形態において、本発明は、対象体に対するインピーダンス測定を実行する装置を用いる方法を提供し、前記装置は、
ａ）それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含み、前記方法は、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
ｉｉ）リード長を最短化させること
のうち少なくとも１つのためにリードを配置させるステップを含む。
第１２の広範な形態において、本発明は、内臓脂肪レベルを決定するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号指標を決定するステップと、
ｃ）不均衡を決定するために、前記第２の信号指標を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させる少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
を含む。
第１３の広範な形態において、本発明は、内臓脂肪レベルを決定するのに用いられる装置を用いる方法を提供し、前記装置は、
ａ）それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードとを含み、
前記方法は、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させることと、
ｉｉ）リード長を最短化させることと
のうち少なくとも１つのためにリードを配置させるステップを含む。
第１４の広範な形態において、本発明は、体組成を決定するのに用いられる方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号指標を決定するステップと、
ｃ）いかなる不均衡を決定するために前記第２の信号指標を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
を含む。
第１５の広範な形態において、本発明は、体組成を決定するのに用いられる装置の利用方法を提供し、前記装置は、
ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含み、前記方法は、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させることと、
ｉｉ）リード長を最短化させることと
のうち少なくとも１つのためにリードを配置させるステップを含む。
第１６の広範な形態において、本発明は、浮腫の有無又は程度の診断に用いるための方法を提供し、前記方法は処理システムにおいて、
ａ）第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
ｃ）いかなる不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
を含む。
第１７の広範な形態において、本発明は、浮腫の決定に用いるための装置の利用方法を提供し、前記装置は、
ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
ｉｉ）対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極とを含む、少なくとも２つの電極システムと、
ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
を含み、前記方法は、
ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させることと、
ｉｉ）リード長を最短化させることと
のうち少なくとも１つのためにリードを配置させるステップを含む。
本発明の広範な形態は、個別に又は組み合わせて用いることができ、例えば内臓脂肪、浮腫、肺浮腫、リンパ浮腫、体組成、心臓機能などを含むが、これに限定されない所定の範囲の状態及び疾病の有無又は程度の診断に用いることができるということが理解できる。
生物学的指標を決定するための装置の例を示す概略的な側面図及び平面図である。 生物学的指標を決定するための装置の例を示す概略的な側面図及び平面図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置の制御システムを示す概略図である。 放射線減衰及びインピーダンス測定を実行するプロセスの例を示すフローチャートである。 図２の測定装置の例を示す概略図である。 放射線減衰及びインピーダンス測定を実行するプロセスの第２の例を示すフローチャートである。 放射線減衰及びインピーダンス測定を実行するプロセスの第２の例を示すフローチャートである。 図４Ａ及び図４Ｂのプロセスで用いられる種々の電極配置の例を示す概略図である。 図４Ａ及び図４Ｂのプロセスで用いられる種々の電極配置の例を示す概略図である。 図４Ａ及び図４Ｂのプロセスで用いられる種々の電極配置の例を示す概略図である。 図４Ａ及び図４Ｂのプロセスで用いられる種々の電極配置の例を示す概略図である。 半分四肢部分を測定するために用いられる電極配置の例を示す概略図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられるリード構成の一例を概略的に示す平面図及び側面図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられるリード構成の一例を概略的に示す平面図及び側面図である。 対象体のインピーダンス応答をモデリングするための等価回路の例を示す回路図である。 対象体のインピーダンス応答の「複素インピーダンスプロット」の例を示すグラフである。 リンパ浮腫の有無又は程度を決定するプロセスの例を示すフローチャートである。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 内臓脂肪レベルの検出に用いられる電極配置の例を示す概略図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられるリード構成の第２の例を示す平面図及び側面図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられるリード構成の第２の例を示す平面図及び側面図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられる電極構成の例を示す平面図及び側面図である。 図１Ａ及び図１Ｂの装置で用いられる電極構成の例を示す平面図及び側面図である。 図１３Ａ及び図１３Ｂのフットプレートの概略図である。 図１３Ａ及び図１３Ｂのカフの例を概略的に示す平面図及び側面図である。 図１３Ａ及び図１３Ｂのカフの例を概略的に示す平面図及び側面図である。 多数の電極構成を用いて生物学的指標を決定する装置の例を示す概略図である。 多数の電極構成を用いて生物学的指標を決定する装置の例を示す概略図である。 インピーダンス測定装置の例を示す概略図である。 インピーダンス測定を実行するプロセスの例を示すフローチャートである。 インピーダンス測定装置の第２の例を示す概略図である。 コンピュータシステムの例を示す概略図である。 図１７の処理システムの機能の例を示す概略図である。 インピーダンス測定を実行するプロセスの第２の例を示すフローチャートである。 インピーダンス測定を実行するプロセスの第２の例を示すフローチャートである。 インピーダンス測定を実行するプロセスの第２の例を示すフローチャートである。 信号発生器及びセンサを含む電極システムの例を示す概略図である。 図２１の測定装置及び電極システムの間のリード連結の例を示す概略図である。 リード配置の例を示す概略図である。 図１７のインピーダンス測定装置を含む図２の装置の例を示す概略図である。
以下では添付図面を参照しながら本発明の例について説明する。
組み合わされた放射線減衰及びインピーダンス測定を実行する装置の例について、図１Ａ、図１Ｂ、及び図２を参照して以下に説明する。
前記装置は、一般的に仰臥位で対象体Ｓを支持する支持面１０１を有するベース１００で形成される。前記装置は、Ｘ線のような放射線を２以上の異なるエネルギーで生成するための放射線源１０２を含む。アーム１０３が前記支持面１０１の上側で放射線源１０２と配置されるように位置され、対象体Ｓを透過した放射線が検出器１０４によって検出できるようにする。
前記装置は、放射線減衰の測定装置を含み、前記放射線減衰の測定装置は、検出器１０４に結合された処理システム２００、ドライブシステム２０２及び放射線源１０２に連結された信号発生器２０１で形成される。
また、処理システム２００は、前記信号発生器２１１及びセンサ２１２に結合された制御部２１０を有するインピーダンス測定装置２０３に結合される。使用中に、信号発生器２１１及びセンサ２１２は、それぞれのリード２１３、２１４、２１５、２１６を介して対象体Ｓ上に位置するそれぞれの電極１１３、１１４、１１５、１１６に結合される。マルチプレクサのようなスイッチング装置２１８を介して連結されることで、リード２１３、２１４、２１５、２１６が信号発生器２１１及びセンサ２１２に対して選択的に相互連結でき、これについては以下でより具体的に説明する。
使用中に、処理システム２００は、信号発生器２０１を制御して、ドライブシステム２０２に制御信号を印加させる。それによって、ドライブシステム２０２を用いて放射線源１０２及びアーム１０３の位置を制御し、特に、放射線源１０２及びアーム１０３を矢印１０５方向に対象体Ｓの長さに沿って移動させることができる。
また、処理システム２００は、信号発生器２０１を用いて放射線源１０２を制御することができ、それによって、透過した放射線の強度の表示を分析するために、検出器１０４によって処理システム２００へ戻る状態で対象体が放射線に曝される。
また、処理システム２００を用いて測定装置２０３を制御することができ、１つの例において、処理システム２００がインピーダンス測定手順を示す指示を制御部２１０に伝送させることで行われる。制御部２１０は、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させ、測定されたインピーダンス又は誘導インピーダンスパラメータ値の表示を分析するために処理システム２００へ戻す。
従って、放射線減衰及びインピーダンス測定装置の制御に適し、かつ、測定された結果を少なくとも部分的に分析するのに適した任意の形態の処理システムも前記処理システムとして用いることができるということが理解できる。
このような例において、処理システム２００は、バス２４４を介して共に結合されたプロセッサ２４０、メモリ２４１、キーボード及びディスプレイのような入力／出力（Ｉ／Ｏ）装置２４２、及び外部インターフェース２４３を含む。それによって、処理システム２００が、ラップトップ、デスクトップ、ＰＤＡ、スマートフォンなどのような適切にプログラムされたコンピュータシステムであり得ることが理解できる。或いは、処理システム２００が特殊ハードウェアなどで形成されることもある。
外部インターフェース２４３を用いて、処理システム２００を信号発生器２０１及び検出器１０４に結合し、かつ、測定装置２０３に結合することができる。これに加え、外部インターフェース２４３を用いて処理システム２００を１つ以上の周辺装置、例えば、外部データベース又はコンピュータシステム又はネットワーク、バーコードスキャナなどに結合することができる。
使用中に、制御部２１０は、信号発生器２１１を制御するように構成され、それによって、信号発生器２１１が電極１１３、１１４を介して対象体Ｓに印加できる電圧又は電流信号のような１つ以上の交流信号を生成する。次いで、センサ２１２は、電極１１５、１１６を用いて、対象体Ｓを通る電流又は対象体Ｓにかけられた電圧を決定して適切な信号を制御部２１０に送る。
従って、適切な制御信号を生成し、測定された信号を少なくとも部分的に解釈し、それによって、対象体の生物学的インピーダンス及び任意に体組成、浮腫の有無又は程度などに係わる情報のような他の情報を決定する任意の形態の処理システムも前記制御部２１０として用いることができるということが理解できる。
従って、制御部２１０は、適切にプログラミングされたコンピュータシステムになり得るが、通常、以下でより具体的に説明するように、特殊ハードウェアで形成される。しかし、制御部２１０が処理システム２００内で全体的に又は部分的に実現できるということが理解でき、独立した処理システム２００及び制御部２１０の利用は、単に例示的なものであることが理解できる。
制御部２１０、信号発生器２１１及びセンサ２１２が共通のハウジング内に統合され、それによって集積された装置を形成する。或いは、制御部２１０が有線又は無線連結を介して信号発生器２１１及びセンサ２１２と連結されることもある。これにより、制御部２１０が信号発生器２１１及びセンサ２１２と離隔されて提供できるようになる。それによって、信号発生器２０１及びセンサ２１２が対象体Ｓに密接するか又は対象体Ｓが着るユニット内に提供できる一方、制御部２１０は、対象体Ｓから離隔されて位置できる。
同様に、実行方式によって、測定装置２０３が処理システム２００から離隔されて提供できるように、制御部２１０は有線又は無線連結を介して処理システム２００に結合される。
使用中に、電極１１３、１１４、１１５、１１６が対象体Ｓ上の適切な位置に配置されると、信号発生器２１１によって発生される交流信号が対象体Ｓに印加される。これは、同時に複数の周波数の交流信号を印加することで、又は異なる周波数を順次に複数の交流信号に印加することで実行できる。印加される信号の周波数範囲は実行される分析によって変わり得る。
１つの例において、印加された信号は、最大許容可能な補助電流を超過しないように固定又は制限された電流供給源からの周波数が多様な電流であるか、さもなくば周波数が限定された電流であり、対象体内に誘導される電流を測定しながら、電圧信号を印加することもできる。信号は、定電流信号であっても、最大許容可能な対象体補助電流を超過しないように電流が測定される定電圧又はインパルス関数状の電圧信号であってもよい。
しかし、別例として単一周波数の印加信号が使用され、このとき選択された信号の周波数は、実行される分析の特性に応じて選択される。一般に、単一周波数分析が正確ではないが、装置がそれほど複雑ではないためより安価であり、いくつかの環境の場合では十分正確な結果を得ることもできる。
内部の電極の対１１５、１１６の間で電位差及び／又は電流が測定される。得られた信号及び測定された信号は、印加された電流によって生成された電位及びＥＣＧのように人体によって生成される電位の重畳となる。
任意に、電極１１５、１１６間の距離が測定されて記録される。同様に、身長、体重、年齢、性別、健康状態、診断及びそれら診断の発生日時のように対象体に係わる他のパラメータも記録できる。現在の薬物治療のような他の情報も記録できる。以下でより具体的に説明するように、このような記録が処理システム２００又は測定装置２０３に提供される。
インピーダンスの正確な測定を補助するために、バッファ回路が、電圧感知電極１１５、１１６をリード２１５、２１６に連結するのに用いられるコネクタ内に配置される。これは、対象体Ｓの電圧応答を正確に感知できることを保障し、特に、リード２１５、２１６の応答による測定電圧に対する影響の減少に役立ち、信号損失の減少に役立つ。これはまたリード２１５、２１６の移動によって生じるアーチファクトを大きく減少させる。
電圧を差動的に測定することができる別の選択肢があり、これは各電極１１５で電位を測定するために用いられたセンサが、単一端システムと比較するとき、コモン又は基準に対して電位の半分のみを測定すれば良いということを意味する。
また、電流測定システムが電極１１３、１１４とリード２１３、２１４との間のコネクタ内に位置されたバッファを有することができる。１つの例において、電流はまた対象体Ｓを通じて差動的に駆動されたり供給されたりすることができ、これはコモンモード電流を半減することで、更に寄生容量を大きく減少させる。対称システムを用いることの他の特別な利点は、各電極１１３、１１４に対してコネクタ内に設けられた微細電子装置も対象体Ｓが移動するとき、及び、それによってリード２１３、２１４が移動するときに発生されて変化する寄生容量を除去する。
得られた信号を復調し、印加周波数からシステムのインピーダンスを算出する。重畳された周波数の復調のための１つの適した方法は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いて、時間ドメインデータを周波数ドメインに変えることである。これは、印加電流信号が印加周波数の重畳であるとき通常に使われる。測定された信号のウィンドウイングを必要としない他の技術として、スライドウィンドウＦＦＴがある。
印加された電流信号が複数の周波数のスイープで形成される場合、測定された信号を、信号発生器から誘導された基準正弦波及び余弦波と乗じたり、測定された正弦波及び余弦波と乗じたりすること、及びサイクルの全体数全体で積分することのような処理技術を用いるのがより典型的である。このようなプロセスは、周波数応答を拒否し、ランダムノイズを大きく減らす。
他の適切なデジタル及びアナログ復調技術も当業者に公知である。
インピーダンス又はアドミタンス測定値は、記録された電圧と電流信号とを比べることで、それぞれの周波数の信号から決定される。復調アルゴリズムは、各周波数における振幅及び位相信号を生成する。
以下では、図３を参照して装置作動の一例について説明する。
ステップ３００において対象体Ｓが支持面１０１上に配置され、ステップ３１０において電極１１３、１１４、１１５、１１６が対象体Ｓ上に配置される。図１Ｂに示すように、電極１１３、１１５が対象体の手首に提供され、電極１１４、１１６が対象体Ｓの足首に提供される。しかし、以下でより具体的に説明するように、実行されるインピーダンス測定の特性に応じて、任意の適切な電極構成も用いることができる。
ステップ３２０において放射線減衰測定が実行され、インピーダンス測定は、ステップ３３０において実行される。体組成又は対象体の健康状態を示す第１及び第２の生物学的指標が決定されるように、放射線減衰及びインピーダンス測定値がステップ３４０において分析される。
１つの例において、放射線減衰測定を用いて対象体の骨密度及び／又は体脂肪量を引き出すことができ、インピーダンス測定を用いて対象体の体液のレベルに係わる情報を引き出すことができる。これはまた体組成の５又は６成分モデルのような対象体に対する体組成モデルが決定できるようにする。
他の例において、インピーダンス測定を用いて、対象体の四肢及び／又は他の体部分内の体液のレベルを測定することができる。それによって、更に浮腫及び特にリンパ浮腫が検出できる。また、放射線減衰測定を用いる四肢の体積の分析を実行することで、リンパ浮腫検出プロセスをより精密にすることができる。
追加の例において、インピーダンス測定を用いて、対象体の皮下脂肪レベルに係わる情報を引き出すことができる。対象体の総脂肪量を引き出すために、放射線減衰測定を用いることで、対象体の内臓量の表示を決定できるようになる。
前記手順で測定を実行することで、多くの利点が提供できる。まず、対象体Ｓが支持面１０１上に横たわり、次いで電極を付けることで、作業者が１つのステージで対象体Ｓの準備をすることができる。次いで、処理システム２００を用いて適切な測定手順を単に選択することで、分析が順次に実行できる。これは、追加診断なしに放射線減衰及びインピーダンス測定が自動的に実行させる。
また、放射線減衰測定を先に実行することで、対象体Ｓが実質的に停止状態で所定時間維持することができ、これは対象体内の体液が自然的な恒常性分布に至り、更にインピーダンス測定の正確さを改善する。
また、放射線減衰測定が相当量の電気ノイズを発生させ、それによって、個別に測定を実行することで、放射線減衰測定がインピーダンス測定の精度に影響を及ぼさないようにする。
以下では図４を参照して、インピーダンス測定装置２０３の特定の例についてより具体的に説明する。
このような例において、制御部２１０は、処理モジュール形態の第２の処理システム４１７を含む。また、第２の処理システム４１７の起動を制御するために、マイクロロジッグ制御部のような制御部４１９を提供してもよい。
使用中に、様々なインピーダンス測定手順が実行されるように、第１の処理システム２００が第２の処理システム４１７の作動を制御する間、第２の処理システム４１７が特定の処理タスクを行うことで、第１の処理システム２００に対する処理要件を抑えることができる。
１つの例において、制御信号の発生だけでなく、瞬時のインピーダンス値を決定するための処理は、カスタムハードウェアなどで形成できる第２の処理システム４１７によって実行できる。１つの特定の例において、第２の処理システム４１７がフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）で形成されるが、マグネットロジッグモジュールのような任意の適切な処理モジュールも用いることができる。
典型的には、第１及び第２の処理システム２００、４１７、及び制御部４１９の作動は、１つ以上の適切な指示のセットを用いて制御される。これらは、いかなる適切な形態をも有してよく、それによって、ソフトウェア、ファームウェア、埋め込みシステムなどを含んでもよい。
１つの例において、処理システム２００が測定装置２０３を起動すると、制御部４１９が装置の起動を検出して、予め規定された指示を行い、これはまた第２の処理システム４１７が起動する。
次いで、第２の処理システム４１７によって実行されるファームウェアのような指示を制御するために、第１の処理システム２００を作動でき、これはさらに第２の処理システム４１７の作動を変更する。更に、生物学的指標を決定できるように、第１の処理システム２００が作動し、第２の処理システム４１７によって決定されたインピーダンス値を分析することができる。
このような例において、第２の処理システム４１７は、図示されるように、バス４３５及びプログラム可能なモジュール４３６に結合されたＰＣＩブリッジ４３１を含む。更に、バス４３５は、ＡＤＣｓ（アナログ−デジタル変換器）４３７、４３８、ＤＡＣ（デジタル−アナログ変換器）４３９とそれぞれ接続する処理モジュール４３２、４３３、４３４に結合される。
プログラム可能なモジュール４３６がプログラム可能なハードウェアで形成され、その作動は、第１の処理システム２００から通常ダウンロードされる指示を用いて制御される。ハードウェア４３６の構成を特定するファームウェアがメモリ２４１内のフラッシュメモリ（図示せず）に常在してもよく、又は外部インターフェース２４３を介して外部供給源からダウンロードしてもよい。
別例として、指示を第２の処理システム４１７上の内蔵メモリに記憶してもよい。このような例において、第２の処理システム４１７による実行に先立って、第１の処理システム２００が通常実行のためのファームウェアを選択する。それによって、ファームウェア内にエンコードされた機能の選択的な起動が達成でき、例えば、アプリケーションソフトウェア又はファームウェアなどを示す指示又は構成ファイルのような構成データを用いて実行できるようになる。
いずれにしても、これは、予め決定された電流シーケンスを対象体Ｓに印加できるように、第１の処理システム２００を用いて第２の処理システム４１７の作動を制御させる。それによって、異なる周波数で順次に印加される電流信号を用いることに比べ、例えば多数の重畳された周波数で形成された電流信号を用いることで、同時に多数の周波数でインピーダンスを分析するために電流信号が利用されれば、例えば異なるファームウェアが用いられる。このような方式でファームウェアを変更することで、作業者が適切な測定タイプを選択するだけで所定の範囲の異なる電流シーケンスが対象体に印加できるようになる。
測定手順が選択され、ファームウェアが必要に応じて構成されると、ＦＰＧＡが作動して、対象体Ｓに印加される適切な制御信号Ｉ+、Ｉ-のシーケンスを生成する。対象体にわたって誘導される電圧Ｖがセンサ１１２の利用によって感知され、それによって第２の処理システム４１７によってインピーダンス値が決定されて分析できる。
第１の処理システム２００と第２の処理システム４１７との間の処理分割は必須ではないが、以下の詳細な説明から明らかに理解できるように多くの利点を提供するということが理解できる。
第一に、第２の処理システム４１７の利用によって、適切なファームウェアの利用を通じてカスタムハードウェア構成が調整できる。これにより、更に、１つの測定装置２０３が様々なタイプの分析範囲の実行に用いられるようになる。
第二に、これは、第１の処理システム２００に対する処理要件を非常に抑える。これにより更に、相対的に簡単なハードウェアを用いて、第１の処理システム２００が実行できるようになる一方、測定装置が十分な分析を実行してインピーダンスの分析を提供できるようになる。これは、例えば、生物学的指標などを決定するためにインピーダンス値を用いて、「複素インピーダンスプロット」を生成することを含む。
第三に、これは測定装置２０３のアップデートを可能にする。これによって、例えば、改善された分析アルゴリズムが開発されたり、特定のインピーダンス測定タイプに対する改善された電流シーケンスが決定されたりすれば、外部インターフェース２４３又はフラッシュメモリ（図示せず）を介して新しいファームウェアをダウンロードすることで、測定装置をアップデートすることができる。
しかし、処理が第２の処理システム４１７によって部分的に実行され、第１の処理システム２００によって部分的に実行されるが、ＦＰＧＡのような１つの要素、又はより一般化された処理システムによって処理を実行することもできる。
ＦＰＧＡがカスタマイズ可能な処理システムであるため、作動においてより汎用の処理システムよりも効率的である。結果的に、ＦＰＧＡのみ使われると、全体処理量を減少させることができ、これは電力消費及びサイズの減少を可能にする。しかし、柔軟性の程度、特に実行されるインピーダンスの分析及び処理範囲が制限される。
逆に、汎用の処理システムが用いられると、効率の減少に代わって柔軟性が改善され、結果的にサイズ及び電力消費が増加する。
従って、上記した例では均衡をとるために、ＦＰＧＡの形態のカスタム処理を提供して部分的な処理を実行する。これは、例えば、インピーダンス値が決定できるようにする。一般により大きい程度の柔軟性を要する後続分析が汎用の処理システムによって実行できる。
以下では、図５を参照して測定手順の例をより具体的に説明する。
このような例において、対象体Ｓがステップ５００で支持面１０１上に載せられ、ステップ５０５で処理システム２００を用いて測定手順が選択される。これは、利用可能な測定手順のリストを含むユーザインターフェースを処理システム２００がディスプレイすることで通常達成され、それによってＩ／Ｏ装置２４２を用いて所望する手順が選択できる。更に、或いは、作業者がカスタム手順を規定することができる。
通常、利用可能な手順がメモリ２４１内にプロファイルとして記憶され、実行される測定のシーケンスを規定する。これは、信号発生器２０１、２１１によって発生される必要のある信号及び信号が印加されるべき相対的なタイミングに係わる情報を含む。また、体組成や健康状態指標が決定できるように、プロファイルは、記録された測定値に対して実行される必要のある計算に対する表示を含む。
ステップ５１０で概念的に示し、常に実行でき、かつ、一般に対象体パラメータと称される対象体に関する付加情報が処理システム２００に供給される。これは、処理システムがプロファイルから要求される情報を決定させ、作業者が情報を入力できるように、ユーザインターフェースをディスプレイさせることで、通常、実行される。これは身長、年齢、体重、性別、及び対象体の人種、そして実行された薬物治療のような薬物診断に関する詳細事項のようなパラメータを含むことができるが、これに限定されるものではない。対象体パラメータは、様々な理由により、例えば、以下でより具体的に説明するように、基準を選択させるために用いることができる。このようなプロセスは、後続する測定手順と同時に実行でき、それによって作業者が、測定が実行される間に対象体パラメータを入力することができる。
ステップ５１５において、処理システム２００がプロファイルデータから決定されたことによって、電極配置に関する表示をディスプレイする。これは、任意の適した方式からなり得るが、通常必要な電極位置がディスプレイされた状態で対象体Ｓの可視的な標識をディスプレイすることを含む。ステップ５２０において、作業者は、ディスプレイされた電極位置に従って電極を対象体Ｓに連結する。
電極１１３、１１４、１１５、１１６が、例えば、図１Ｂに示すように配置され、このとき、電流供給電極１１３、１１４は、手と足のそれぞれに密接して位置し、電圧感知電極１１５、１１６は、それぞれ手首と足首上で電流供給電極１１３、１１４の内側に配置される。
しかし、多くの電極構成を用いて測定を記録する必要がある場合もある。これは、例えば、多くの体部分それぞれに対してインピーダンス測定を記録する場合に要求される。例示的な構成が図６Ａないし図６Ｄに示されている。
これに関して、図６Ａないし図６Ｄに示す電極構成が対象体Ｓの四肢に電極を配置させることを含み、それら特定の電極配置は、様々な体部分のインピーダンスを測定できるようにする。
図６Ａ及び図６Ｂの例において、構成は、対象体全体のインピーダンスが測定できるようになる一方、図６Ｃ及び図６Ｄに示す構成は、それぞれ右腕６３１と右足６３３が測定できるようになる。均等な電極配置を用いて左腕６３２と左足６３４を測定することもできるということが理解できる。
一般に、このような電極配置が用いられる場合、電極は、それぞれの可能な電極配置位置に提供され、このとき、リードが必要に応じて電極に選択的に連結される。別例として、それぞれのリードがそれぞれの電極に対して提供され、スイッチングユニット２１８が作動されて、電極を信号発生器２１１又はセンサ２１２に選択的に連結することができ、それによって様々な対象体部分に対して多様な測定シーケンスが実行できる。
このような構成は均等電位理論を用い、それによって電極の位置は、インピーダンス測定に対する再現可能な結果を提供できるようになる。例えば、図６Ｃにおいて電極１１３及び１１４の間に電流が加えられるとき、全体腕が均等な電位にあるため、電極１１７が左腕６３２に沿って任意の個所に取り付けることができる。
これは、作業者が電極を誤って配置することで生じる測定偏差を非常に減らすことができるという利点を提供する。また、部分的な身体測定の実行に必要な電極の数を非常に減らすだけでなく、図示のような限定された連結を用いて、それぞれの四肢を個別に測定することもできる。
上記した例において、前記構成は、測定が全体四肢に係わってなされるようにする。しかし、更に及び／又は或いは、四肢の半分のように、より少ない体部分のインピーダンスを測定することが要求される。四肢半分のインピーダンスを測定するための電極構成の例について図６Ｅを参照して以下で説明する。
このような例において、腕６３１、６３２及び脚６３３、６３４がそれぞれ肘と膝によって上部と下部に分割され、このとき、上部及び下部に対してはそれぞれｕ及びｌを末尾に付け加えた。
四肢の半分部分のインピーダンスを測定するために、付加の電圧感知電極１１５、１１６が提供される。このような例において、下部の電圧感知電極１１５Ｌ、１１６Ｌが手首と足首にそれぞれ取り付け、上部の電圧感知電極１１５Ｕ、１１６Ｕが対象体の肘と膝にそれぞれ取り付ける。
このような例において、下腕６３１Ｌのような四肢の下部半分を測定する場合、下腕内に誘導される電圧が電極１１５Ｌと電極１１５Ｕとの間で測定される。同様に、下脚６３３Ｌのインピーダンスを測定する場合、誘導電圧が電極１１６Ｕ、１１６Ｌを通じて感知される。
これと対照的に、四肢の上部半分が測定されると、当業者が理解できるように、均等電位理論を用いて、電極１１５Ｕと電極１１６Ｌとの間、又は電極１１５Ｌと電極１１６Ｕとの間に誘導された電位を測定することができる。
このような例において、電極が対象体Ｓの一方の四肢にのみ提供されたことを確認することができる。しかし、以下でより具体的に説明するように、他方の四肢の実際測定が同様の方式でなされる。
前記技術を用いて達成できる更なる変形実施例は、多くのメカニズムを通じて誘導された四肢の半分に対するインピーダンス測定の結果を比べるものである。
例えば、四肢の下部半分のインピーダンスが下腕の場合には電極１１５Ｌ、１１５Ｕを用い、又は下脚の場合には電極１１６Ｌ、１１６Ｕを用いた誘導電圧の直接測定によって決定できる。
別例では、四肢の半分のインピーダンスが四肢全体のインピーダンスを測定し、次いで、他の四肢の半分のインピーダンスを差し引くことで決定されることもある。それによって、電極１１５Ｌ、１１６Ｌを用いて腕全体のインピーダンスを測定し、次いで、電極１１５Ｕ、１１６Ｌを用いて決定される上腕のインピーダンスを差し引くことで、下腕のインピーダンスが決定できる。
理論的に、電極が正確な位置にあると仮定すれば、２つの互いに異なる技術を用いて、四肢半分に対して決定されたインピーダンスは、等しいはずである。よって、１つの例において、処理システム２００を作動させ、両技術を用いて１つ以上の四肢の半分に対するインピーダンスを決定し、その結果を比べる。２つの技術を用いて決定されたインピーダンス値が一致しなければ、これは１つ以上の電極が誤って取り付けられていたことを示す。
それによって、四肢の第１の半分部、四肢の第２の半分部及び四肢全体それぞれに対する第１、第２、及び第３の測定インピーダンス値を決定するために、処理システム２００がインピーダンス測定を実行させる。これらの実行が完了すれば、第１の測定インピーダンス値と誘導されたインピーダンス値との比較に先立って、処理システムは、第２及び第３の測定インピーダンス値を用いて、四肢の第１の半分部に対する誘導されたインピーダンスを決定することができる。次いで、このような比較結果を用いて、処理システムは、電極のうちどの電極が不正確に取り付けられたかを決定する。
従って、使用中に、処理システム２００を調整し、それぞれ四肢の半分部に対するインピーダンス測定を実行して、その結果を比べることで、電極のうち何れの電極が不正確に取り付けられたかを自動的に決定することもできる。電極が誤って取り付けられた場合、処理システム２００がそれら誤った配置を示す表示を生成することができ、それによって作業者が位置を補正することができる。
電極が放射線減衰測定プロセスに干渉することを防止するために、放射線透過性電極を用いることができる。しかし、対象体Ｓを透過した放射線から電極の位置が決定できるように、少なくとも部分的に放射線に対して不透過性である電極を用いることもでき、それによって決定された位置を後続する分析で用いて、誤った電極配置に対する補正ができ、電極の形状及び特に電極分離が自動的に決定できる。
また、インピーダンス測定の分析に更に用いられる四肢の長さのような付加の対象体パラメータを決定するために、放射線減衰測定手順の結果を用いることができる。これは、体組成又は内臓脂肪のより正確なモデルが決定できるようにし、また改善されたリンパ浮腫検出を可能にする。
ステップ５２５において、電極がリード２１３、２１４、２１５、２１６に連結される。例示的なリード構成が図７Ａ及び図７Ｂに示されている。図７Ｂにおいて、明確さのために、２つの電極１１５、１１６及び対応するリード２１５、２１６のみを示すが、実質的に電極１１３、１１４及び対応リード２１３、２１４も同様の方式で提供できるということが理解できる。
このような例において、測定装置２０３がリード２１３、２１４、２１５、２１６に連結できるように、コネクタ７００が提供される。これは、測定装置２０３を収容するように構成されたクレードルの形態を有することができるが、他の適した連結システムを用いることもできる。これによって、例えば、測定装置２０３がリード２１３、２１４、２１５、２１６に直接連結できるように、コネクタ７００が測定装置２０３によって代替される。
このような例において、コネクタ７００は更に支持面１０１内に統合された埋め込みリード２１３Ａ、２１４Ａ、２１５Ａ、２１６Ａに結合され、それら埋め込みリードは、支持面１０１下側から支持面１０１上の４つの個別の位置まで延伸する。ここから外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂを用いて、電極１１３、１１４、１１５、１１６まで連結する。使用中ではないとき、外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂが支持面１０１内に後退できるように、外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂが後退メカニズムに取り付けられる。
このような方式で埋め込みリード及び外側リードの組み合わせを提供することで、多くの利点を有することができる。
第一に、作業者が電極をリードに連結するプロセスをはるかに容易にし、これは作業者が外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂを電極１１３、１１４、１１５、１１６に単に連結さえすれば良いためである。例えば、これはリードが測定装置２０３に不正確に連結される問題を防止する。また、これは、それぞれの外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂ上、又は外側リードが提供される支持面１０１上の可視的な表示でき、それら可視的な表示は、各外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂが連結されるべき電極１１３、１１４、１１５、１１６を示し、これはさらに正確な連結を保障する。
第二に、リード間の適した間隔確保を助け、これはリード間の磁気的結合を減少させることができる。それら磁気的結合は、リード２１３、２１４内の交流電流によって発生し、電流リード２１３、２１４に接した磁場の変化を生成し、これは更に電圧リード２１５、２１６内で電流を誘導する。よって、電流リードと電圧リードの間隔を最大化し、電圧リード長を最短化することで、誘導電流の大きさを減少させることができ、それによってインピーダンス測定の精度を改善することができる。
適切なリードシールディングを提供することにより、更なる改善が得られる。外部リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂを遮蔽するとき、シールディングのレベルは、電極への連結できるようにリードの柔軟性を維持する必要があるので限定される。また、内部リードの場合、それらのリードが支持面１０１内に組み込まれることにより、それらのリードが移動することがなく、それによって過大なシールディングが提供されて、磁気結合効果をさらに減少することができる。
当然のことながら、リード２１３、２１４、２１５、２１６が放射線減衰測定を干渉しないようにするために、リードは、放射線透過性を有していてもよいし、放射線減衰測定を使用して電極へのリードの連結を確認することが可能となるように、放射線不透過性リードが使用されてもよい。
ステップ５３０において、処理システム２００を使用して測定手順が起動される。したがって、作業者がリードを電極に連結すると、且つ手順の開始のために対象体Ｓの準備ができると、作業者は、処理システム２００によって表示されたインターフェースを使用して、手順を開始することができる。
ステップ５３５において、処理システム２００は、信号発生器が制御信号を生成するように信号発生器２０１を制御し、前記制御信号は、放射線源１０２及びドライブシステム２０２へ伝送される。ステップ５４０において、これは、放射線源１０２に少なくとも２つの所定のエネルギーの放射線ビームを生成させる。それと同時に、ドライブシステム２０２は、検出器１０２及びアーム１０３を支持面１０１の長さに沿って移動させ、それに伴って対象体Ｓを放射線に被曝させる。ステップ５４５において、検出器１０４は、対象体Ｓを透過した放射線を検出し、さらに、検出された放射線を表示する信号を処理システム２００に伝送して分析可能とし、特に、放射線減衰が決定されるようにする。
ステップ５５０において、処理システム２００は、測定装置２０３を起動して、インピーダンス測定が行われるようにする。ステップ５５５において、制御部２１０は、信号発生器２１１を制御して、多数の異なる周波数ｆiの電流信号を生成させる。信号の形成は、同時に印加され、重ね合わせた信号から、又は順次に多数の周波数を介したスイープから行うことができる。印加された電流の大きさを表示する信号は、通常、制御部２１０に戻されて、それにより、制御部２１０は、それぞれの印加された周波数ｆiで印加電流信号ｃiの大きさを決定することができる。
次いで、ステップ５６０において、対象体Ｓにかけられた電圧をセンサ２１２によって測定して、測定した電圧を表示する信号が制御部２１０に伝送される。制御部が、それぞれの印加周波数ｆiでそれぞれの印加された電流信号ｃiに対するそれぞれの測定電圧ｖiを決定することができるように、印加された電流信号と同期化して電圧信号をサンプリングすることで、測定プロセスが制御される。
ステップ５６５において、処理システム２００は、放射線減衰測定プロセスの間に、測定された放射線から１つ以上の第１生物学的指標を決定する。第１生物学的指標は、対象体の骨密度又は灰重量、並びに対象体の四肢や他の部分に関する体積情報への推定を含む。また、当然のことながら、このようなプロセスがステップ５６５に示されているが、このようなプロセスは、インピーダンス測定の手順の間に実施することも可能である。このようなことが達成される方式は、通常、プロファイルに記憶された情報を用いて制御されて、一般的に、そのような表示に関する計算は当業者に公知である。
このステージにおいて、処理システム２００は、放射線減衰測定の分析を行って、電極間隔のような電極位置に関する情報を決定することができ、また、四肢の長さのような対象体パラメータに関する情報を決定することもできる。インピーダンス測定に関する分析の中で、処理システム２００及び／又は処理システム４１７は、このような情報を使用することができる。
ステップ５７０において、処理システム２００又は第２処理システム４１７は、各周波数ｆiで瞬時のインピーダンス値を決定して、それによりインピーダンスパラメータ値が決定されるようにする。これはまた、以下でより具体的に説明するように、Ｒo及びＲ∞の値、細胞内液対細胞外液の比率等のような第２生物学的指標が決定されるようにする。通常、このようなことが達成される方式は、プロファイルに記憶された情報を用いて制御される。
以下では、インピーダンス測定から第２生物学的指標を決定する１つの例について、より具体的に説明する。特に、１つの例において、各周波数で、測定される体部分の瞬時のインピーダンスを決定するために第２処理システム４１７が作動され、このような情報を使用して、第１処理システム２００は、体部分に関するＲo及びＲ∞を決定する。
以下でより具体的に説明するように、これは、多様な方式で達成することができる。
これに関して、図８には、生物学的組織の電気的な挙動を効果的にモデリングする等価回路の例が示されている。等価回路は、細胞外液及び細胞内液を通じた電流フローを示す２つの分岐を有する。生物学的なインピーダンスの細胞外成分がＲeと表されて、細胞内成分がＲiと表される。細胞膜に関するキャパシタンスがＣと表される。
細胞内成分及び細胞外成分の交流電流（ＡＣ）のインピーダンスの相対的な大きさは、周波数に依存している。ゼロ周波数で、コンデンサは完全な絶縁体として作用して、すべての電流が細胞外液を通じて流れ、それにより、ゼロ周波数における抵抗Ｒoは、Ｒeと同等である。無限周波数で、コンデンサは完全な導電体として作用して、電流は、並列抵抗の組み合わせを通じて流れる。無限周波数における抵抗は、Ｒ∞＝ＲiＲe／（Ｒi＋Ｒe）で与えられる。
したがって、ω＝２π×周波数である場合、角周波数ωで図８の等価回路のインピーダンスは、下記方程式で与えられ：
Figure 2010510835
 ここで、Ｒ∞＝無限印加周波数＝ＲiＲe／（Ｒi＋Ｒe）におけるインピーダンス、

Ｒo＝ゼロ印加周波数＝Ｒeにおけるインピーダンスであり、さらに、
τは、容量性回路の時間定数である。
しかし、前記内容は、細胞膜が不完全なコンデンサということを考慮していない理想の状況を表わしたものである。このようなことを考慮すれば、下記方程式で表される、変更されたモデルが得られ、
Figure 2010510835
 ここで、Αは、０と１の間の値を有しており、実際システムの理想的なモデルからのバラツキを示す表示として考えることができる。
インピーダンスパラメータＲo及びＲ∞の値は、以下のような多様な方式の内の任意の１つによって決定することができる。すなわち、
・異なる周波数で決定されるインピーダンス値に基づいた連立方程式を解く方式と、
・帰納的な数学的技術を使用する方式と、
・図９に示されたものと同様な「複素インピーダンスプロット」から外挿する方式と、
・多項式関数のような関数フィッティング技術を行う方式とによって決定することができる。
上記した等価回路は、抵抗を一定の値にモデリングし、そのために、対象体のインピーダンス回答又は他の緩和効果を正確には反映しない。ヒトの電気導電度をより成功的にモデリングするために、改善されたＣＰＥ方式を代用することもできる。
このステージにおいて、第１処理システム２００又は第２処理システム４１７は、Ｃｏｌｅ Ｍｏｄｅｌに対する測定の符合性をテストするために構成することができる。特に、コールモデルは、インピーダンス測定が半円状インピーダンス軌跡上に置かれると仮定する。したがって、第１処理システム２００は、測定された値が半円状軌跡にフィッティングされるかを決定することができ、それによって、コールモデルが満足されたかを決定することができる。あるいは、測定されたインピーダンスパラメータ値を方程式（２）を用いて導き出された理論的な値に比較することができ、それによって、コールモデルに対する一致の程度を決定することができる。
コールモデルが満足されていない場合に、適切な分析技術が利用されるように、このことに関する表示を作業者に提供することができる。
いずれにしても、インピーダンスパラメータ値Ｒo及びＲ∞を決定するための任意の適切な技術を用いることができるのは、当然理解できる。
図６Ａ及び図６Ｂに示された電極構成を使用して、インピーダンスパラメータ値の決定が、全身のような１つの体部分に対して行われる。別例では、例えば図６Ｃないし図６Ｄに示された電極構成を使用して、胸腔及び／又は四肢のようにより多数のより小さな体部分に対して個別に行うことができ、又は図６Ｅに示された電極構成を使用して、四肢の半分に対して行われることもできる。２つの手段を組み合わせて使用することもできる。また、スイッチング装置２１８を使用して、電極構成が自動的に選択されることも可能である。
選択された測定手順によって要求される全ての体部分に対し、Ｒo及びＲ∞のような必要なインピーダンスパラメータ値が決定されると、処理システム２００は、放射線減衰測定の手順から得られた情報とともに前記の値を使用する。
ステップ５７５において、処理システム２００は、決定された生物学的指標を用いて５又は６成分の体組成モデルを生成するか、あるいは、以下でより具体的に説明するように、リンパ浮腫の検出を行う。
このプロセスは、１つ以上の予め決定された基準を用いることができる。
前記基準は、例えば、多数の個人に関する研究に由来する、所定の正常範囲に基づかせることが可能である。したがって、このような基準は、医薬的診断に関する情報だけでなく、対象体の年齢、体重、性別、身長、人種を含むがこれに限定されない対象体パラメータのような対象体に関する他の因子に依存する。このような場合、個別の基準を選択することができるように、処理システム２００は、前記ステップ５１０の間に提供される対象体パラメータを使用することができる。
これを達成するために、処理システム２００は、通常、正規母集団データベーステーブルにアクセスする。そのようなテーブルは、様々な対象体から得られた基準値を含んでいる。このデータベーステーブルは、本質的に、正規母集団対象体のすべての測定が付加された単一対象体データベーステーブルである。このテーブルは、データプールとして機能して、そのようなデータプールから骨密度及び灰重量についての正規化された値、さらに、生インピーダンスデータ及びインピーダンスデータの比率を得ることができ、それに伴い、対象体Ｓに対して測定された値との比較を可能とする。
次いで、テスト対象体に関する基準値を選択することにより、基準が生成される。年齢、性別、身長、体重、人種、診断等のような対象体パラメータに基づいて選択が行われる。
それにより、テスト対象体が利き腕の片側性リンパ浮腫を有しており、そして女性であれば、正規母集団データベースから引き出した正規化されたデータは、正規母集団データベース内に存在する女性対象体からの利き腕の測定から計算されるようになる。
別例として、もしくはさらに縦方向の分析が行われ、そのような分析では、対象体Ｓに対して決定された生物学的指標が、前記指標について予め決定された値と比較して、リンパ浮腫を示す体組成又は体液のレベルにおける変化が存在するかを決定する。
これは、一般的にリンパ浮腫の発生の危険性がある場合、又は手術に先立って執り行われる測定を確認することにより達成される。乳がんに対する手術的な診断の前に取り行われたベースラインの測定が、その一般的な例となるし、そのようなベースラインの測定は、研究測定値をこれらのベースライン生成の平均値に対して比較することにより、手術後の対象体の体液における変化を追跡するために用いることができる。
全身の体組成
対象体Ｓ全体に対する体組成分析を行う場合に、導き出されたＲo及びＲ∞値を使用して、対象体に対する総体水を決定する。これは、ＨＡＮＡＩの理論から数式化された方程式を用いて達成することができる。特に、これは、総体水が、以下の方程式により得られることを示しており、
ＴＢＷ＝ｅｃｆ＋ｉｃｆ （３）
ここで、ＴＢＷ＝総体水
ｅｃｆ＝細胞外液の体積
ｉｃｆ＝細胞内液の体積である。
これに関連し、細胞外液及び細胞内液の体積は、Ｒo及びＲ∞値から導き出すことができるが、これは、上述したように、これらの値が細胞外液及び細胞内液の抵抗値に依存しているからである。
ｅｃｆを決定するプロセスの例は、Ｄｅ Ｌｏｒｅｎｚｏら（“Ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｂｏｄｙ ｃｅｌｌ ｍａｓｓ ｗｉｔｈ ｂｉｏｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｂｙ ｕｓｉｎｇ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ｍｅｔｈｏｄｓ：ａ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｃａｌ ｒｅｖｉｅｗ”．−Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．８２（５）：１５４２−１５５８、１９９７）の公式を用いて、身体の比率を考慮した上で改善された、Ｖａｎ Ｌｏａｎらの方法（“Ｕｓｅ ｏｆ ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ（ＢＩＳ）ｔｏ ｍｅａｓｕｒｅ ｆｌｕｉｄ ｃｈａｎｇｅｓ ｄｕｒｉｎｇ ｐｒｅｇｎａｎｃｙ”−Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．７８：１０３７−１０４２、１９９５）に基づいている。
特に、細胞外液が、下記方程式により得られ、
Figure 2010510835
 である。 ｉｃｆは、下記方程式によって求められ、
Figure 2010510835
 これを、下記の方程式（６）の形態で拡張し、また０と５の間の様々なｘの値を使用して、結果がほぼゼロ（０．００００１以内）になるまでに反復的に式を解くことにより、解決することができる。
Figure 2010510835
 それから、上記方程式（４）を用いて、決定されたｅｃｆ及びｘからｉｃｆを計算することができ、これらは、体組成の５又は６成分モデルを誘導するために、処理システム２００によって利用される。
部分的な体組成
上記したように、全身に対する体組成を行うことに加えて、部分的な体組成モデルを生成することもできる。このような場合、対象体の様々な部分の組成が個別に考慮される。
典型的に、手順は、全体に対するか、またはそれによって対象体の四肢又は四肢の半分のようなそれぞれの体部分に対する、細胞内液及び細胞外液のレベルを計算するステップを含む。このことが終了した後、各四肢の体組成を決定するために、四肢の長さ及び導き出された体液のレベルを使用する前に、骨密度又は灰重量がそれぞれの四肢に対して計算される。
部分的な体組成モデルの計算に関連した更なる詳細事項が、“Ｓｅｇｍｅｎｔ−Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｒｅｓｉｓｔｉｖｉｔｙ Ｉｍｐｒｏｖｅｓ Ｂｏｄｙ Ｆｌｕｉｄ Ｖｏｌｕｍｅ Ｅｓｔｉｍａｔｅｓ Ｆｒｏｍ Ｂｉｏｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ｉｎ Ｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓ Ｐａｔｉｅｎｔｓ”ｂｙ Ｆ．Ｚｈｕ ｅｔ ａｌ、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ（Ｏｃｔｏｂｅｒ ２７，２００５）に記載されている。
リンパ浮腫の検出
リンパ浮腫の検出の場合、使用されるプロセスは、基準が利用可能であるか否かに依存している。特に、基準を用いることができなければ、処理システムは、多数の様々な体部分のそれぞれに対して指数を決定し、それから、決定された指数を比較して、浮腫の有無又は程度を決定することが典型的である。しかし、基準を用いることができるなら、通常、指数を基準と比較することにより、浮腫の有無又は程度を決定することが可能となる。
以下においては、図１０を参照して、浮腫の有無又は程度を測定するためのプロセスの例について説明する。
この例において、ステップ１０００で、Ｒo及びＲ∞値のようなインピーダンスパラメータ値が決定され、これらの値は、指数Ｉを決定するために使用される。１つの例において、指数Ｉは、細胞内液レベル対細胞外液レベルの比率で与えられる。細胞外液の抵抗Ｒeは、
Ｒe＝Ｒ0
から決定され、細胞内液の抵抗Ｒiは、
Figure 2010510835
 から決定される。
それにより、１つの例において、細胞内液に対する細胞外液の比率を示す指数Ｉは、下記の方程式によって求められる。
Figure 2010510835
 一方、別の方法で、指数Ｉは、以上で決定されたインピーダンスパラメータ値のうちの１つ以上に基づいていてもよく、したがって、パラメータ値Ｒo及びＲ∞のうちの１つ又はそれらの組み合わせから形成することができる。
別の選択肢として、指数Ｉは、様々な対象体の体部分について決定された指数比率に基づいていてもよい。したがって、例えば、指数Ｉは、対象体の腕と脚に関する指数の比率に基づいていてもよく、前記指数Ｉは、下記の方程式によって求められる。
Figure 2010510835
 好ましい実施により、指数Ｉは、それぞれの体部分に対して決定することが可能で、あるいは関心のある対象の体部分に対してのみ決定することができる。
ステップ１０２０において、処理システム２００は、基準が利用可能であるかを決定する。一般に、基準に対する指数Ｉの比較は、より正確なリンパ浮腫の検出を可能とし、したがって好ましい分析技術となり得る。さらに、又は別の方法として、多数の体部分に対して導き出された指数Ｉが、以下でより具体的に説明するように比較されることも可能である。いずれにしても、基準が利用可能であれば、プロセスはステップ１０３０に進み、基準が縦方向の基準であるかを決定する。
縦方向の基準は、対象体に対して行われたインピーダンス測定に基づいて前もって導き出された基準であって、それゆえ、通常、基準指数Ｉprevと称される、指数Ｉに対して予め決定された値となる。好ましくは、基準は、医薬的な診断の実施に先立つか、又は浮腫の発病のきっかけとなる他のイベントに先立って導き出される。したがって、例えば、対象体が手術の予定があれば、指数Ｉに関する値が手術を行う前に決定することができ、後続の指数Ｉの値の変化を用いて、リンパ浮腫が進行しているかどうかを決定することができる。
縦方向の基準が利用可能であれば、ステップ１０４０において、処理システム２００は、指数Ｉを前もって測定された指数Ｉprevと比較し、指数の値の変化を用いて、浮腫の有無又は程度を決定する。
１つの例において、これは、指数と基準との比率Ｉ／Ｉprevを、予め決定された範囲と比較することにより達成される。それにより、浮腫が存在しなければ、指数Ｉ及び基準指数Ｉprevは実質的に同等であり、そのような場合、指数比率ＩＲ＝Ｉ／Ｉprevは、互いに対して実質的に同一の値を有するようになる。これは、指数比率ＩＲを予め決定された範囲に対して比較することにより、全体の水和レベルのような他の因子によって誘発の可能性のある、経時的な体液のレベルの変化に関する説明にも用いることができる。
いずれにしても、指数比率ＩＲが予め決定された範囲から外れる場合、ステップ６５０において、処理システム２００は、これを用いて浮腫の存在を判定する。さらに、指数比率ＩＲの値を評価することにより、これを用いて組織浮腫の程度を評価することができる。したがって、例えば、数多くの値の範囲が規定可能となり、この場合、それぞれの範囲は、異なる浮腫の程度に対応する。
ステップ１０３０において縦方向の基準の利用ができないと判定されたら、処理システム２００は、ステップ１０６０に進み、指数Ｉとサンプル母集団等から導き出された基準との比較を行う。対象体パラメータに基づいてそのような基準を選択することで、指数Ｉの値は、類似した対象体パラメータを有する別の個人のサンプル母集団の研究結果から導き出された指数Ｉsampleの値と比較されるようになる。その比較は、再び、指数比率ＩＲ＝Ｉ／Ｉsampleを決定することにより、また指数比率ＩＲを予め決定された範囲と比較することにより行うことができる。比較結果を用いて、ステップ１０５０において、基準母集団について上記した方式と同様にして、浮腫の有無又は程度を決定することができる。
例えば、類似した正規母集団がないため、あるいは縦方向の基準が求められなかったため基準を用いることができない場合、プロセスは、ステップ１０７０に進み、浮腫が両側性であるか否かを決定する。
浮腫が単純に片側性である場合に、ステップ１０８０において、処理システム２００は、対側性四肢に対して決定された指数Ｉと比較する。それにより、例えば、浮腫が左側腕にあると推定されたら、左側腕Ｉleftarmに対して導き出された指数を、右側腕Ｉrightarmに対して導き出された指数と比較することができる。このような場合、類似した四肢に対して使用して類似した指数値が得られるべきであり、したがって、指数比率ＩＲ＝Ｉleftarm／Ｉrightarmは、１という値を有するようになる。もし、その値が所定の量以上に差があるとしたら、これは、浮腫が存在する可能性を示したことであり、したがって、上述したように、指数比率を予め決定された範囲と比較することで、浮腫の有無又は程度を決定することができる。
浮腫が両側性である可能性のある場合は、類似した四肢に対して導き出された指数を比較することができず、したがって、ステップ１０９０において異なる四肢の指数が比較される。さらに、これは、通常、指数比率ＩＲ＝Ｉarm／Ｉlegを決定することにより、また指数比率ＩＲを閾値と比較することにより達成することができ、それにより、ステップ１０５０において、浮腫の有無又は程度に関する表示が決定されるようにする。
健康な対象体の場合、一般的に異なる体部分の間でも、細胞内液レベルと細胞外液レベルはある程度の類似性を有することが可能である。したがって、例えば、対象体が、細胞外液対細胞内液の比率の一般的な変化をもたらす、浮腫以外の病気を患っている場合、これは、すべての体部分に対して大体均等に影響を及ぼすはずであると考えられる。結果的に、いずれの体部分も組織浮腫を有していないと推定することができ、したがって、指数比率ＩＲは、与えられた個人に対して相対的に一定に維持されなければならない。
各体部分の特性が同等である場合、指数比率は１の領域値を有することが、当然理解される。しかしながら、典型的には、異なる体部分の間で組織内における若干の偏差が生ずることがあり、これは、２つの方式のうち１つによって説明することができる。
１つの例において、指数比率ＩＲは、組織浮腫のせいにすることのできない体部分の間の偏差を考慮した、予め決定された範囲と比較することができる。したがって、そのような範囲が、通常、多数の異なる対象体における様々な体部分の間の指数比率ＩＲの差を考慮するように設定されることは、当然理解される。それによって、このような範囲は、多数の健康な対象体又は対象体に関する以前の分析等から収集されたデータに基づいて設定することができる。
さらに、指数比率ＩＲの値も選択された体部分に依存しており、したがって、一般に、考慮される体部分によって異なる範囲が比較のために選択される。
また、指数比率ＩＲは、対象体の年齢、体重、性別及び身長のような数多くの因子に依存しており、それぞれの範囲は、これらの因子に基づいて選択することが可能である。
このことから、基準が利用可能であれば、指数比率が比較される所定の範囲をそのような基準から選択可能であるということが、当然理解できる。
１つの例において、上述した分析を行うことに加え、処理システム２００はさらに、放射線減衰測定から各対象体の四肢のそれぞれに対して四肢の体積を決定することができ、これを用いて、リンパ浮腫の有無を検出することができる。一般に、四肢の体積はそれに含まれた体液のレベルと関係があり、それによって、リンパ浮腫の存在は、通常、四肢の大きさの変化をもたらす。しかし、一般に、このような検出方法は、上述の方法に基づいたインピーダンスほど感度が高くない。したがって、処理システム２００が体積の分析を利用せず、インピーダンスに基づいた方法を用いてリンパ浮腫の検出を行うとしたら、これは、リンパ浮腫が初期段階にあることを示唆する。
初期段階のリンパ浮腫の正確な検出は、より成功的な治療を可能とし、特に、圧力包帯及びメッセージの利用を介して病の進行を差し止めることができる。これは、最終段階のリンパ浮腫までに進行された対象体と比較するとき、非常に改善した品質をもたらす。
上記したシステムは、また、内臓脂肪検出にも用いることができる。特に、対象体内の体液のレベルを使用して、対象体の皮下脂肪量の表示を決定することができる。これを放射線減衰測定から導き出された総脂肪量と組み合わせることにより、対象体の内臓脂肪量が決定されるようにする。
内臓脂肪の検出を行う場合、四肢のような体部分のインピーダンスに対しては、ほとんど関心が薄いはずである。したがって、対象体の胴体にだけ関連されたインピーダンス測定を行うことが一般的に好ましい。１つの例において、これは、全身に対する測定を得るために図６Ａ又は図６Ｂの電極構成を用いることにより、また、それから図６Ｃ及び図６Ｄに示された電極構成を用いて導き出されたように、四肢によるインピーダンス寄与分を差し引くことにより、達成することができる。
しかし、多数の体部分に対する測定を行うための要件には、測定プロセスにおいて誤りが混入されることがあり、それによって精度が減少する。それに加えて、対象体がリンパ浮腫を患っている場合、四肢に対して測定された体液のレベルに影響を及ぼすことにより、精度がさらに減少する。したがって、対象体の胴体に対する特定のインピーダンス測定をとり行うことが典型的であり、１つの例において、そのような測定は、図１１Ａないし図１１Ｅに示されている電極構成を用いて行うことができる。
この例において、装置は、使用する間に対象体の腹部周りに位置するバンド電極１１００を含む。バンド電極１１００は、一般的に、金属電極１１３、１１４、１１５、１１６を備えた基板１１０１から形成される。通常、バンド電極１１００は、ベルクロストリップ１１０２のような閉鎖メカニズムを含み、したがって、図１１Ｃに示されたとおり、バンドが、対象体の腹部に対して置かれる位置で電極１１３、１１４、１１５、１１６を保持できるようにする。対象体と電極の間の良好な電気的接触を確保するために、使用する前に導電性ゲルを電極に塗布することも可能である。
バンドは、剛性材料から形成することもできるが、一般的には、バンドは、柔軟性のある材料から形成されて、そのバンドが対象体に対してより容易に装着できるようにし、また、そのバンドが多様な胴体サイズの対象体に対しても使用することができるようにする。別の例において、バンド基板１１０１は、血圧カフと同様に形成された膨張可能な部材から形成される。この例において、膨張する前に、バンドがベルクロストラップを用いて対象体に緩く装着され、電極１１３、１１４、１１５、１１６を対象体の腹部に対して押圧する膨張プロセスを用いて、良好な電気的接触が行われるように補助する。
この例において、以下でより具体的に説明するように、電極１１３、１１４、１１５、１１６は、リード２１３、２１４、２１５、２１６に適切な方式で連結されて、それにより、インピーダンス測定を行うことができるようにする。
図１１Ｃに示された例において、バンドは、４つの電極１１３、１１４、１１５、１１６を含み、ここで、電流電極１１３、１１４は、電圧検出電極１１５、１１６よりも外側に位置される。また、一般に、これらの電極１１３、１１４、１１５、１１６は、対象体の前方腹部にわたって位置するように離隔される。
しかし、図１１Ｆに示されたもう一つの例において、さらなる電極が利用可能であり、この場合、電極は、対象体Ｓの円周方向周に沿って配置されるように、それらの電極が基板の全長に沿って配置されている。
この例において、バンド電極は、多数の電極１１４１Ａ、．．．１１４１Ｆを含み、それぞれの電極は、電流又は電圧電極として用いることができる。このために、それらの電極１１４１Ａ、．．．１１４１Ｆは、それぞれのリード１１４２Ａ、．．．１１４２Ｆを介してスイッチング装置２１８に連結され、それにより、各電極１１４１Ａ、．．．１１４１Ｆは、必要に応じて信号発生器１１１及びセンサ１１２に選択的に連結される。これはまた同様に、対象体の胸腔の異なる部分を測定可能とする。
それにより、例えば、図１１Ｇで、電流供給が電極１１４１Ａ、１１４１Ｄに印加されて、その電極１１４１Ａ、１１４１Ｄが電流供給電極１１３、１１４として作用するようにする。次いで、それぞれの異なる電極１１４１Ｃ、１１４１Ｄ、１１４１Ｅ、１１４１Ｆを用いて誘導電圧を測定することができ、各電極で測定された電位を比較することができるように、電位が共同基準電位に対して測定される。
図１１Ｇに示された電極構成において、電極１１４１Ｂ、１１４１Ｆで生成された電位と、また、同様に電極１１４１Ｃ、１１４１Ｅで生成された電位とが同一であることは明らかであり、対象体の胸腔に対する対称的なインピーダンス応答が予想される。これは、それぞれ１１４３、１１４２と表されたように、電極１１４１Ｃと１１４１Ｆの間の電位と電極１１４１Ｂと１１４１Ｅの間の電位の比較を可能とする。
このような比較の結果を比べることにより、胸腔部分１１４４内の電位の決定を可能とし、これはまた同様に、ステップ１５３０において、胸腔部分１１４４に対するインピーダンス値を処理システム２００が決定できるようにする。
例えば、図１１Ｈに示されているような別の電極構成が使用されるとき、多様な電位の比較を行うことができるようにして、これはまた、多様な胸腔部分のインピーダンスが行われるようにする。したがって、例えば、図１１Ｈに示された構成において、電極１１４１Ａ、１１４１Ｃが電流供給電極として用いられ、ここで、電位は、電極１１４１Ｂ、１１４１Ｄ、１１４１Ｅ、１１４１Ｆで測定される。これは、１１４５；１１４６；１１４７；１１４８で示されているとおり、電極１１４１Ｂ、１１４１Ｄ；１１４１Ｂ、１１４１Ｆ；１１４１Ｄ、１１４１Ｆ；１１４１Ｂ、１１４１Ｅの間の電位差が決定されるようにし、それによって、インピーダンス値が胸腔部分１１４９、１１５０に対して決定されるようにする。
したがって、このような技術は、それぞれの可能な電極構成を用いることができ、換言すれば、電極１１４１Ａ、．．．、１１４１Ｆのそれぞれの可能な対を電流供給のために用いることができ、それによって、多数の異なる胸腔部分のインピーダンスの測定を可能とする。
測定されたインピーダンス値は、対象体の腹部内の脂肪レベルを表示し、皮下脂肪レベルを示す成分を含む。特に、腹部皮下脂肪層の厚さは腹部の電気インピーダンスと密接に関連しているため、測定されたインピーダンス値と皮下脂肪レベルとの間には、強い相互関連性が得られる。したがって、測定されたインピーダンス値及びそれから導き出されたインピーダンスパラメータ値の適切な分析を通じて、皮下脂肪のレベルに対する表示が決定されるようにする。
また、ＤＥＸＡ測定を利用して、腹部領域内の総脂肪レベルの表示を提供することができる。このような情報を腹部内の皮下脂肪レベルの表示と組み合わせることにより、対象体の内臓脂肪レベルの表示が導き出されるようにする。
以下においては、図１２Ａ及び図１２Ｂを参照して、別のリード構成を説明する。
この例において、埋め込まれたリード２１３Ａ、２１４Ａ、２１５Ａ、２１６Ａは、アーム１０３に組み込まれ、外側リード２１３Ｂ、２１４Ｂ、２１５Ｂ、２１６Ｂは、アーム内でそれぞれの位置から延在して、図示されたように、電極１１３、１１４、１１５、１１６に連結することができる。また、この例において、図を明瞭にするために、電極１１３、１１４及び対応するリード２１３、２１４は、図１２Ｂから省略されている。
この例において、放射線減衰測定の手順の間は、リードを電極から断絶した状態で維持することが典型的である。これには、２つの目的がある。第一に、リードが連結されると、アーム１０３が支持面１０１の長さに沿って移動し、リードが移動することになり、これにより電極とリードの完全な連結に影響を及ぼす恐れがある。第二に、これは、例えば、リードがアーム１０３内に後退されるようにして、リードの格納ができるようにする。これは、放射線減衰測定の間に、リードが放射線源１０２と検出器１０４との間に提供されないように位置させて、それにより、リードが測定を干渉することを防止できる。
考慮しなければならないさらに別の問題は、アーム１０３が、好ましくは、ある対象体に対する測定の間に常に位置しなければならないということである。特に、アーム１０３の位置はリードの形状に影響を与え、以下でより具体的に説明するように、これは、容量的な且つ誘導的な効果によって引き起こされる誤りに影響を及ぼす可能性がある。したがって、アーム１０３を一定に位置させることにより、特に個人に対して行われるそれぞれの測定毎に同一の位置に提供することにより、誤りが、少なくとも後続する測定の間では一定となるようにする。これは、また同様に、特に縦方向の測定の手順が実施されるときに、誤りが把握できるようにする。
以下では、図１３Ａないし図１３Ｅを参照して、さらに別の電極構成を説明する。
この例において、電極１１４、１１６は、フットプレート１３００に組み込まれる。フットプレートは、電極１１４、１１６を形成するために足の形状に設けられる金属プレートを備えた絶縁基板１３０１から形成される。この例において、電流電極１１４は、対象体の足の母指球に接触するように成形される一方、電圧検出電極１１４は、踵に接触するように配置され、それによって、使用中に対象体の足が電極１１４、１１６上に置かれるようにする。図７Ａ及び図７Ｂに関連して上記した方式と同様にして、埋め込まれたリード２１４Ａ、２１６Ａを介して、電極１１４、１１６がコネクタ７００に連結される。
１つの例において、成形された金属プレートの形状でそれぞれの電極１１４、１１６のセットが、各足に提供されることが可能である。この例において、それぞれの電極１１４、１１６のセットを、それぞれのリード２１４Ａ、２１６Ａのセットに連結することができ（図示を明瞭にするために、図１３Ａには１つのセットだけが示された）、それにより、例えば、図６Ａ及び図６Ｄで説明したように、多数の異なる電極構成の提供を可能とする。あるいは、好ましい実施により、１つの電極のセットが、対象体の左側又は右側足に対応して提供されてもよい。
使用中に対象体と電極１１４、１１６との間の良好な電気的接触を確保するために、使用する前に、導電性ゲルを電極１１４、１１６に塗布することもできる。
このような方式でフットプレート１３００を使用することには、多数の利点がある。第一に、電極を対象体に装着する必要性がなくなる。第二に、フットプレート１３００がガイドとして作用して、対象体が支持面１０１上に正確に位置するようにし、これは、特に放射線減衰測定の手順において測定の精度を確保する上で役立つ。
この例において、図１１Ｄ及び図１１Ｅにより具体的に示されたように、電極１１３、１１５は、カフ１１１０内に組み込まれる。カフ１３１０は、金属電極１１３、１１５を備えた絶縁基板１３１１から形成される。カフは、ベルクロストリップ１３１２のような閉鎖手段を含み、それにより、使用中に手首の下部側が電極１１３、１１５に対して置かれた状態で、カフを対象体の手首周囲の位置で保持することができる。対象体と電極１１３、１１５との間の良好な電気的接触を確保するために、使用する前に、電極１１３、１１５に導電性ゲルを塗布してもよい。
１つの例において、カフ基板が剛性材料から形成され、そのような場合に、カフが開放可能となるように、また、対象体上に取り付けることができるようにするためには、ヒンジが必要となる。別例として、現在の例の場合と同様に、基板が柔軟性を有していてもよく、それによって、カフを対象体により容易に装着することが可能となり、そして、カフを、多様な身体及び四肢の大きさ範囲を有する対象体に使用することが可能となる。更なる例において、カフ基板は、血圧カフのそれに類似した、膨張可能な部材で形成される。この例において、例えば、ベルクロストラップを使用して、膨張する前に、カフが対象体に緩く装着され得る。後続の膨張プロセスにおいて、電極１１３、１１５が対象体に対して押圧され、それにより、良好な電気的接触が得られる。
図７Ａ及び図７Ｂに関して上記した方式と同様にして、電極は、埋め立てられたリード２１３Ａ、２１５Ａを介してコネクタ７００に再び連結される。図１３Ａには１つのカフ１３１０のみを示したが、これは、図を明瞭にするためであり、個々のカフがそれぞれの手首に設けられてもよい。
このような方式でカフ１３１０を使用することには、多数の利点がある。第一に、個別の電極を対象体に装着する必要性がなくなる。第二に、カフ１３００がガイドとして作用して、対象体が支持面１０１上に正確に位置するようにし、これは、特に放射線減衰測定の手順における測定の精度を確保する上で役立つ。また、カフは、放射線減衰測定の手順の間に対象体が停止状態で維持されるように助長し、これにより、測定の正確度が高められる。
フットプレート１３００を使用する代りに、カフ１３１０と類似したカフたちを用いて、電極１１４、１１６を対象体の足首に装着することできることは、当然理解される。同様に、カフ１３１０は、前述したフットプレート１３００と類似したハンドプレートで代替することができる。
以下においては、図１４Ａ及び図１４Ｂを参照して、さらに別の例の電極構成及び関連装置について説明する。
この例において、電極が初期に対象体に連結されたとき、インピーダンス測定を行うために必要な各電極が提供される。図１４Ａに示された例において、四肢の半分及び四肢全体の部分分析を行うことができるように電極が設けられ、これは、図６Ｅの構成と類似している。しかし、この例において、対象体の対側性四肢に対して測定を行うことができるように、添え字Ａ及びＢで表示された２つの電極のセットが使用された。
それにより、この例において、アーム６３１は電流電極１１３Ａを含み、このとき、電圧測定電極１１５ＬＡが手首に設けられて、第２電圧測定電極１１５ＵＡは肘に設けられる。同様に、アーム６３２は電流電極１１３Ｂを含み、このとき、電圧測定電極１１５ＬＢが手首に設けられて、第２電圧測定電極１１５ＵＢが肘に設けられる。同様に、脚６３３、６３４は電流電極１１４Ａ、１１４Ｂを含み、このとき、電圧測定電極１１６ＬＡ、１１６ＬＢが足首に設けられて、電圧測定電極１１６ＵＡ、１１６ＵＢが膝に設けられる。
これら各電極は、それぞれのリードのセットを介して測定装置２０３に取り付けられる。図示を明瞭にするために、これらのリードは図１２Ａに示されてはいないが、電極が上述した任意のリード構成を介して対象体Ｓに連結することができるのは、当然理解できる。
使用中に、測定装置２９３は、インピーダンス測定の手順を実行する場合、制御部２０１は、測定の対象となる四肢又は四肢の半分のような体部分を決定する。次いで、制御部２０３は、スイッチング装置２１８を用いて、電流電極１１３Ａ、１１３Ｂ、１１４Ａ、１１４Ｂを信号発生器１１１に連結し、また電圧検出電極１１５ＬＡ、１１５ＵＡ、１１５ＬＢ、１１５ＵＢ、１１６ＬＡ、１１６ＬＢ、１１６ＵＡ、１１６ＵＢをセンサ１１２に選択的に連結する。
この例において、スイッチング装置２１８の適切な制御により測定の手順に利用される個々の電極が選択可能となるように、測定装置２０３は、個別の多数のリードを含むことが可能である。
それにより、制御部２１０を使用して、特定の電極構成を選択することが可能となり、これは、プロファイルの一部として記憶された設定に従って対象体Ｓの異なる部分を測定することができるようにする。したがって、使用中に、作業者は、示されたように電極を簡単に連結することができ、それにより、測定プロセスが制御部２１０によって制御されるようになり、すべての必要な要件が正しく集められるようにする。
以下においては、図１５を参照して、対象体の生物学的インピーダンスの分析のためのさらに別の装置の例について説明する。
示されているように、その装置は、それぞれの第１のリード１５２３Ａ、１５２３Ｂを介して１つ以上の信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂに、さらに、それぞれの第２のリード１５２５Ａ、１５２５Ｂを介して１つ以上のセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂに連結された、処理システム１５０２を含む測定装置１５００を有する。図２の例と同様に、この連結は、マルチプレクサのようなスイッチング装置を介して行ってもよいが、これは、必須ではない。
使用中に、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂは、２つの第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂに結合され、それにより、対象体Ｓに信号を印加することができるようにするドライブ電極として作用するが、一方で、１つ以上のセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂは、第２の電極１５１５Ａ、１５１５Ｂに結合され、それにより検出電極として作用する。
信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂ及びセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂは、処理システム１５０２と電極１５１３Ａ、１５１３Ｂ、１５１５Ａ、１５１５Ｂとの間のどの位置にも設けることができ、したがって、測定装置１５００に組み込まれるようになる。一方、１つの例において、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂ及びセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂは、電極システムに、又は対象体Ｓの近くに設けられる他のユニットに組み込まれて、このとき、リード１５２３Ａ、１５２３Ｂ、１５２５Ａ、１５２５Ｂは、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂ及びセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂを処理システム１５０２に連結する。
上記したシステムが２つのチャンネル装置ということは当然理解できるはずであり、このとき、各チャンネルは、それぞれ接尾辞Ａ及びＢで表される。以下でより具体的に説明するように、２つのチャンネル装置を使用することは、単なる一例として提示されたものである。
任意の外部インターフェース１５０２を用いて、測定装置１５００を無線、有線又はネットワーク連結を通じて、外部データベース又はコンピュータシステム、バーコードスキャナ等のような１つ以上の周辺装置１５０４に結合することができる。さらに、通常、処理システム１５０２は、タッチスクリーン、キーパッド及びディスプレイ等のような任意の適した形状を有することができる、Ｉ／Ｏ装置１５０５を含む。
使用中に、処理システム１５０２は、図２の制御部２１０と同様の方式で機能し、それによって制御信号を生成し、そのような制御信号は、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂに適切な波形の電圧又は電流信号のような１つ以上の交流信号を生成させて、そのような交流信号は、第１電極１５１３Ａ、１５１３Ｂを介して対象体Ｓに印加されることができる。次いで、センサ１５１８Ａ、１５１８Ｂは、第２の電極１５１５Ａ、１５１５Ｂを用いて対象体Ｓを通じた電流又は対象体Ｓにかかった電圧を決定して、適切な信号を処理システム１５０２に伝送する。
したがって、適切な制御信号を生成することができ、また測定された信号を少なくとも部分的には解釈することができ、それにより、対象体の生物学的インピーダンスを決定することができ、さらに、任意に浮腫の有無又は程度等に関する情報のような他の情報を決定することができる、いかなる形態の処理システムも処理システム１５０２となり得る。
それにより、処理システム１５０２は、ラップトップ、デスクトップ、ＰＤＡ、スマートフォン等のような適切にプログラミングされたコンピュータシステムであってもよい。あるいは、以下でより具体的に説明するように、処理システム１５０２は、ＦＰＧＡのような特定のハードウェア等から形成することもでき、又は、プログラム化されたコンピュータシステム及び特定のハードウェア等の組み合わせから形成することもできる。
使用中に、第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂは対象体の上に取り付けられ、１つ以上の信号が対象体Ｓ内に投入されるようにする。第１の電極の位置は、検査されるべき対象体Ｓの部分に依存している。それにより、例えば、胸腔のインピーダンスを決定して心臓機能の分析に用いることができるよう、第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂは、対象体Ｓの胸部及び首の領域上に取り付けることができる。あるいは、対象体の手首と足首に電極を取り付けて、浮腫の分析等に用いることができるよう、四肢及び／又は全身のインピーダンスを決定することができる。
それらの電極が取り付けられると、第１のリード１５２３Ａ、１５２３Ｂ及び第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂを介して、１つ以上の交流信号が対象体Ｓに印加される。交流信号の特性は、測定装置の特性に依存しており、後続の分析が行われる。
例えば、システムが、バイオインピーダンス分析（ＢＩＡ）を使用することがあり、そのようなバイオインピーダンス分析では、１つの低周波信号が対象体Ｓ内に投入されて、測定されたインピーダンスが浮腫の評価に直接に利用される。対照的に、生体インピーダンス解析（ＢＩＳ）装置は、選択された周波数範囲にわたって、多数の周波数でインピーダンスの測定を行う。いずれの周波数範囲であっても用いることができるが、通常周波数は、極低周波（４ｋＨｚ）から高周波（１５０００ｋＨｚ）までである。同様に、何回でも測定は行うことができるが、１つの例において、このような範囲内で多数のインピーダンス測定が行われるようにするために、システムは、このような範囲で２５６又はそれ以上の異なる周波数を使用することができる。
したがって、好ましい実施により、測定装置１５００は、１つの周波数、同時に多数の周波数の交流信号、又は連続して異なる周波数の多数の交流信号を印加することができる。印加された信号の周波数又は周波数の範囲もまた、行われる分析に依存する。
１つの例において、印加信号は電圧発生器により生成され、そのような電圧発生器は、交流電圧を対象体Ｓに印加するが、あるいは交流電流信号が印加されることも可能である。１つの例において、電圧供給源は、通常、対称的に及び／又は差動的に配置されて、対象体にかかった電位が変化するように、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂのそれぞれは個別に制御することができる。
電位差及び／又は電流が、第２電極１５１５Ａ、１５１５Ｂの間で測定される。１つの例において、電圧が差動的に測定されて、これは、それぞれの第２電極１５１５Ａ、１５１５Ｂで電位を測定するためにそれぞれのセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂを用いることを意味し、それにより、単一端システムに比較して、ただ電位の半分だけを測定する必要があることを意味する。
獲得された信号及び測定された信号は、ＥＣＧ（心電図）のようにヒトの身体によって生成された電位、印加された信号によって生成された電位、そして、周辺電磁場の干渉によって誘発された他の信号の重ね合わせである。したがって、フィルターリング又はその他の適切な分析を用いて、好ましくない成分を取り除くことができる。
通常、印加された周波数でシステムのインピーダンスを得るために獲得された信号は、復調される。重ね合わされた周波数の復調のための１つの好適な方法は、時間ドメインデータを周波数ドメインに変換するための高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いることである。これは、通常、印加された電流信号が印加された周波数の重ね合わせであるときに使用される。測定された信号のウィンドウイングを必要としない他の技術として、スライディングウインドウＦＦＴがある。
印加電流信号が異なる周波数のスイープから形成される場合、信号を相互関連させることのような信号処理技術を用いることが、より典型的である。これは、測定された信号を信号発生器から導き出された基準サイン波及びコサイン波と、又は測定されたサイン波及びコサイン波と掛けることにより、そして、全サイクル回数にわたって積分することにより、達成することができる。直交復調又は同期検波として多様に公知のこのようなプロセスは、相関関係のない、又は非同期の信号を排除して、ランダムノイズを相当減少させる。
その他の適切なデジタル及びアナログ復調技術が、当業者に公知である。
ＢＩＳの場合に、対象体を通じた電流と記録された電圧を比較することにより、インピーダンス又はアドミタンスの測定が各周波数の信号から決定される。それから、復調アルゴリズムは、各周波数の振幅及び位相信号を生成することができる。
上記したプロセスの一部として、第２の電極の間の距離が測定されて、記録することができる。同様に、身長、体重、年齢、性別、健康状態、任意の診断、及びそのような診断の日時のような対象体に関する他のパラメータを記録することができる。現在の治療のような他の情報もまた、記録することができる。次いで、これをインピーダンス測定のさらなる分析に用いることにより、浮腫の有無又は程度が決定されるようにし、それによって体組成等を評価することができる。
インピーダンス測定の精度は、多数の外部因子からの影響を受ける。これらは、例えば、対象体と周辺環境との間の、さらにリードと対象体との間の容量結合の影響を含むことが可能で、そのような影響は、リード構築、リード構成、対象体の位置等のような因子によって変わる。また、電極表面と皮膚の間の電気的な連結のインピーダンス(「電極インピーダンス」として公知である)の変動が通常存在し、そのようなインピーダンスは、皮膚の水分レベル、メラトニンレベル等のような因子によって変わることがある。また、別の誤りの原因は、リード内の様々な電気的連結部の間の、又はリードそのものの間の誘導結合の存在である。
そのような外部因子は、測定プロセス及びそれに伴われる後続分析において不正確な結果をもたらす恐れがあり、測定プロセスに及ぼす外部因子の影響を減らすことが好適である。
寄生容量及び誘導結合のような特定の外部因子がそれぞれのリード内の信号に影響を及ぼすことにより、印加された信号が検知電極に対して対称的な電圧をもたらすような方式でインピーダンスの測定を行うことが好適である。その理由は、電極で検知された電圧が非対称的であれば(「不均衡」と呼ばれる状況)、リード内の信号の大きさのバラツキが、ノイズ及び干渉による影響をもたらすことがあるからである。
例えば、不均衡は、リードのセットのうちのいずれかにおいてより小さな電圧信号をもたらし、これは、ノイズ及び他の外部の影響によってさらに悪影響を受けうる。したがって、このような電圧が十分小さい場合、誘導的影響等によって発生する電圧によって問題となり得る。また、リードのうちの１つでのより大きい電圧により、個別のそのリードに関するより大きな寄生容量及び誘導結合をもたらすことになりうる。したがって、このような影響により、結果的に、計算されたインピーダンスの精度を低くすることができる。
対象体の全体の電位が対象体の有効中心に対して対称的でない不均衡の存在は、「コモンモード」信号をもたらし、これは、対象体のインピーダンスと関連のない対象体における信号の効果的な測定である。
このような影響を減らすことに役立てるために、信号は、検知電極に対して対称的な電圧をもたらすように対象体に印加されることが好適である。通常、これは、電極の位置について考慮するとき、測定装置の基準電圧が、対象体の有効中心地点に近接することを意味する。
１つの例において、検知電極に対する対称電圧は、駆動電極１５１３Ａ、１５１３Ｂのそれぞれに対称電圧を印加する、差動両方向電圧駆動方式のような対称電圧供給源を使用することにより達成することができる。しかし、実際環境で典型的であるように、２つの駆動電極１５１３Ａ、１５１３Ｂに対する電極インピーダンスがマッチングされなかったら、これは、常に効果的であるわけではない。
１つの例において、差動電極インピーダンスを補償するために、それぞれの駆動電極１５１３Ａ、１５１３Ｂに印加される差動ドライブ電圧を調整することにより、装置はこれを克服し、それによって、検知電極１５１５Ａ、１５１５Ｂでの所望の対称電圧を復元する。本明細書においては、このようなプロセスを「バランシング」と呼び、１つの例において、そのようなプロセスは、コモンモード信号の大きさを減少することを補助して、それにより、対象体と関連のある寄生容量によって誘発される電流損失を減少することを補助する。
不均衡の程度、及びそれによって求められるバランシングの量は、検知電極１５１５Ａ、１５１５Ｂでの信号をモニタリングすることによって決定することができ、その後、これらの信号を用いて、駆動電極１５１３Ａ、１５１３Ｂを介して対象体に印加される信号を制御する。特に、検知電極１５１５Ａ、１５１５Ｂで検知される電圧を用いて、不均衡の程度を計算することができる。
１つの例において、検知電極１５１５Ａ、１５１５Ｂのそれぞれで検知された電圧を用いて第１の電圧を計算し、これは、測定された電圧を組み合わせるか又は合計することにより達成される。それにより、第１の電圧は、差動増幅器を使用して決定することのできる付加的な電圧(一般的に、コモンモード電圧又は信号と称される)になる。
これと関連して、通常、差動増幅器は、２つの検知された電圧信号Ｖa、Ｖbを組み合わせて第２の電圧を決定するために使用され、１つの例において、上記第２の電圧は、対象体の関心地点にかけられた電圧差(Ｖa−Ｖb)であって、インピーダンス値を引き出すために対象体を通じた電流フローの測定と共に使用される。また一方で、差動増幅器は、通常、さらにコモンモード電圧の測定値である「コモンモード」信号(Ｖa＋Ｖb)／２を提供する。
一部の差動増幅器はコモンモード拒否性能を含むが、これは、一般的にただ限られた効果であり、また、通常、より高周波での効果を減少させ、それにより、大きなコモンモード信号は、差動信号に重ね合うエラー信号を生成する。
コモンモード信号の大きさを決定することにより、例えば、印加信号の位相及び／又は相対的な大きさを調整することにより、印加信号を調整することができ、それによってコモンモード信号を最小化することができ、また、不均衡を実質的に除去することができる。
以下において、図１６を参照しながら、このようなことを実施するための図１５の装置の動作例について説明する。
ステップ１６００において、第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂを介して信号が対象体Ｓに印加され、このとき、対象体Ｓにわたって測定される電圧信号がステップ１６１０において決定される。通常、これは上述した技術を利用して達成される。
ステップ１６２０において、処理システム１５０２は、１つの例でコモンモード信号を表わす、第２の電極１５１５Ａ、１５１５Ｂのそれぞれで測定された電位から導き出された第１の電圧を使用して不均衡を決定する。
ステップ１６３０において、不均衡を減少して、それによりコモンモード信号の大きさを減少させるために、測定装置１５００は、対象体Ｓに印加される信号を任意に調整する。それにより、対象体内の信号をバランシングするために、また電極位置に対して対象体内の基準電位の位置を中心にするために、例えば、相対的な信号の大きさを増加あるいは減少することにより、及び／又は相対的な信号位相を変化させることにより、第１の電極１５１３Ａ、１５１３Ｂのうちの１つに印加される信号を調整することができる。
ステップ１６４０において、測定装置は、対象体に印加される信号及び電極１５１３Ａ、１５１３Ｂで測定される電位を決定することができ、それにより、ステップ１６５０において、インピーダンスが決定されるようにする。
基準の位置がインピーダンスに依存するため、対象体内における基準電位の位置、及びそれによる不均衡は、通常、印加信号の周波数に依存して変わる。したがって、１つの例において、不均衡を決定し、またそれぞれの印加された周波数で印加された信号を調整することが典型的である。しかし、これは好ましい実施例によって異なることがある。
以下において、図１７を参照しながら、装置の特定の例についてより具体的に説明する。
この例において、測定システム１７００は、コンピュータシステム１７１０及び別の測定装置１７２０を含む。測定装置１７２０は、コンピュータシステム１７１０との無線又は有線通信を許容するために、インターフェース１７２１に結合された処理システム１７３０を含む。処理システム１７３０はまた、１７２２、１７２３、１７２４、１７２５、１７２６で表された、異なるタイプのメモリのような１つ以上の記憶先に任意に結合される。
１つの例において、インターフェースは、ブルートゥーススタックである、また、他の任意の適切なインターフェースも使用可能である。メモリは、起動プロセスで要求される情報を記憶するためのブートメモリ１７２２、及び装置のシリアル番号がプログラミングすることができる、プログラム可能なシリアル番号メモリ１７２３を含む。また、メモリは、作業中に用いるためのＲＯＭ１７２４、フラッシュメモリ１７２５、及びＥＰＲＯＭ１７２６を含んでいてもよい。これらが、例えば、ソフトウェアの指示を記憶したり、処理中のデータを記憶したりすることは、当業者に理解されるだろう。
以下でより具体的に説明するように、多数のアナログ対デジタル変換器(ＡＤＣｓ)１７２７Ａ、１７２７Ｂ、１７２８Ａ、１７２８Ｂ、及びデジタル対アナログ変換器(ＤＡＣｓ)１７２９Ａ、１７２９Ｂが、処理システム１７３０をセンサ１５１８Ａ、１５１８Ｂ及び信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂに接続するために設けられる。
マイクロプロセッサ、マイクロ制御部、又はプログラム可能な論理デバイスのような制御部を設けて処理システム１７３０の起動を制御することができ、より典型的には、これは、処理システム１７３０によって実行されるソフトウェア命令によって行われる。
コンピュータシステム１７１０の一例が、図１８に図示されている。この例において、コンピュータシステム１７１０は、示されているように、バス１８０４を介して共に結合される、プロセッサ１８００、メモリ１８０１、キーボード及びディスプレイのような入／出力装置１８０２、さらに外部インターフェース１８０３を含む。外部インターフェース１８０３は、必要によって有線又は無線接続を通じて、コンピュータシステムが測定装置１７２０と通信できるようにするために使用され、それにより、ネットワークインターフェースカード、ブルートゥーススタック等のような形状を有することもできる。
使用中に、コンピュータシステム１７１０を用いて測定装置１７２０の作動を制御することができるが、あるいは、これは、測定装置１７００に設けられた別のインターフェースによって達成することもできる。また、インピーダンス測定の少なくとも一部の分析が行われるように、コンピュータシステムを使用することもできる。
したがって、コンピュータシステム１７１０は、要求された作業を行うことができる適切なアプリケーションソフトウェアが組み込まれた、任意の適切な処理システム、例えば、適切にプログラミングされたＰＣ、インターネット端子、ラップトップ、ノートパソコン、スマートフォン、ＰＤＡ、サーバー等で形成することができる。
対照的に、処理システム１７３０は、特定の処理作業を典型的に行い、それにより、コンピュータシステム１７１０の処理要件を軽減する。したがって、処理システムは、通常、即時的なインピーダンス値を決定するための処理だけではなく、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂを制御するための制御信号が生成されるようにする指示を実行する。
１つの例において、処理システム１７３０は、フィールドプログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ)のようなカスタムハードウェア等から形成されるが、マグネットロジックモジュールのような適切な処理モジュールを使用することもできる。
１つの例において、処理システム１７３０は、プログラミングが可能なハードウェアを含み、そのようなハードウェアの作動は、組み込みソフトウェア指示の形態の指示を使用して制御される。プログラミング可能なハードウェアを用いることにより、対象体Ｓに様々な信号を印加することができ、測定装置１７２０によって、色々な分析を行うことができる。したがって、例えば、連続した異なる周波数の印加された信号を用いるものと比較するとき、信号が同時に多数の周波数でインピーダンスを分析するために用いられると、多様な組み込みソフトウェアが利用できるようになる。
用いられた組み込みソフトウェア指示は、コンピュータシステム１７１０からダウンロードすることができる。別例では、測定装置１７２０に設けられた入力装置を用いて、又はコンピュータシステム１７１０を用いて使われるべき指示が選択されるように、指示をフラッシュメモリ１７２５のようなメモリ内に格納することができる。結果的に、コンピュータシステム１７１０を用いて、処理システム１７３０の作動を変更する処理システム１７３０に実装された組み込み型ソフトウェアのような指示を制御することができる。
また、生物学的指標が決定されるように、コンピュータシステム１７１０を用いて、処理システム１７３０によって決定されるインピーダンスを分析することができる。
図４での例と同様に、単一処理システムを有する別の構成を用いることもできるが、コンピュータシステム１７１０と処理システム１７３０の間の処理分割が、いくつかの利点を提供することもある。
第一に、処理システム１７３０を使用することによって、カスタムハードウェア構成が、適切な組み込み型ソフトウェアの使用を通じて調整することができる。これはまた、単一測定装置を用いて、様々なタイプの分析を行うことができるようにする。
第二に、これは、コンピュータシステム１７１０で要求される処理要件を大きく軽減させる。これはまた、測定装置がインピーダンスの解釈を提供するために十分な分析を行うようにしながら、コンピュータシステム１７１０が、比較的単純なハードウェアを用いて実行されるようにする。これは、例えば、リンパ浮腫の有無を決定することだけでなく、心臓機能に関連したパラメータを決定するためにインピーダンス値を用いる「Ｗｅｓｓｅｌ」プロットを生成することを含む。
第三に、これは、測定装置１７２０のアップデートを可能とする。それにより、例えば、改善された分析アルゴリズムが開発されると、又は特定のインピーダンス測定タイプに関する改善された電流シークエンスが決定されると、フラッシュメモリ１７２５又は外部インターフェース１７２１を介して新しい組み込み型ソフトウェアをダウンロードすることにより、測定装置をアップデートすることができる。
使用中に、処理システム１７３０はデジタル制御信号を生成し、その信号は、ＤＡＣｓ１７２９によってアナログ電圧駆動信号ＶDに変換されて、信号発生器１５１７に伝送される。第２の電極１５１５Ａ、１５１５Ｂで測定された対象体電圧ＶS及び対象体に印加された駆動信号ＩDの電流を表するアナログ信号が信号発生器１５１７及びセンサ１５１８から受信され、さらに、ＡＤＣｓ１７２７、１７２８によってデジタル化される。次いで、デジタル信号は、予備分析のために処理システム１７３０へ戻される。
この例において、それぞれ添え字Ａ及びＢで表されているように、２つのチャンネルのそれぞれに対してＡＤＣｓ１７２７、１７２８、及びＤＡＣｓ１７２９の各セットが使用される。それによって信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂのぞれぞれが個別に制御可能であり、センサ１５１８Ａ、１５１８Ｂを用いて、各電極１５１５Ａ、１５１５Ｂからの信号を検知することができる。したがって、これは２チャンネル装置を示し、このとき、各チャンネルは添え字Ａ及びＢで表示される。
実質的に、好ましい実施例によってどのような数の適合したチャンネルであっても使用することができる。したがって、例えば、４つのチャンネル構成が求められることもあり、そのような場合には、４つの駆動電極及び４つの検知電極が設けられて、各検知電極及び駆動電極の対がそれぞれの四肢に結合される。このような場合に、各チャンネルがそれぞれのＡＤＣｓ１７２７、１７２８、及びＤＡＣｓ１７２９を備えるように、８つのＡＤＣｓ１７２７、１７２８、及び４つのＤＡＣｓ１７２９を利用することができることは、当然理解されるだろう。一方で、ＡＤＣｓ１７２７、１７２８、及びＤＡＣｓ１７２９の２チャンネル構成を４チャンネル電極構成に選択的に結合するためのマルチフレクサシステムを含む等のような別の構成を使用することもでき、これは、当業者には当然理解されることである。
以下において、図１９を参照しながら、処理システム１７３０によって実施される機能の例について説明する。この例において、処理システム１７３０は、適切なソフトウェア制御を使用して機能を実行し、このとき、他の任意の適合したメカニズムが使用されてもよい。
この例において、処理システム１７３０は、タイミング及び制御モジュール１９００と、メッセージモジュール１９０１と、分析モジュール１９０２と、サイン波索引テーブル(ＬＵＴｓ)１９０３、１９０４と、電流モジュール１９０５と、また電圧モジュール１９０６とを含む。
使用中に、処理システム１７３０は、外部インターフェース１７２１を介して、コンピュータシステム１７１０から対象体Ｓに対して印加されなければならない信号の振幅及び周波数を示す情報の受信を受ける。タイミング及び制御モジュール１９００は、このような情報を用いてＬＵＴｓ１９０３、１９０４にアクセスし、これはまた、特定の周波数及び振幅に基づいてデジタルサイン波信号が生成されるようにする。アナログ駆動信号ＶDが生成されるように、デジタル電圧信号は、ＤＡＣｓ１７２９Ａ、１７２９Ｂに伝送される。
測定されたアナログ電圧及び電流信号ＶS、ＩSは、ＡＤＣ'ｓ１７２７、１７２８によりデジタル化されて、また電流及び電圧モジュール１９０５、１９０６に伝送される。それによる、電流モジュール１９０５に２つの電流信号ＩSを用いて対象体を通じた全体の電流フローを決定させることにより、処理システム１７３０が電流フローを決定することができ、このような表示は、分析モジュール１９０２に提供される。通常、差動電圧増幅器等の形態である電圧モジュール１９０６が作動して差動電圧を決定し、そのような電圧は、さらに分析モジュール１９０２に伝送されて、それにより電流及び差動電圧信号を用いて、分析モジュールがインピーダンス値を決定できるようにする。
これに加えて、電圧モジュール１９０６は、コモンモード電圧(すなわち、コモンモード信号)を決定し、これは、タイミング及び制御モジュール１９００に戻される。それにより、タイミング及び制御モジュール１９００が対象体から検知された電圧の不均衡を決定することができ、そのような不均衡は、上記したように、装置基準電位が、電極と関連して対象体内の中央に位置していないことを示す。
不均衡の程度が許容できない程度のものであれば、以下でより具体的に説明するように、タイミング及び制御モジュール１９００は、電圧駆動信号ＶDを表すサイン波の相対的な振幅及び／又は位相を調整することができ、新しい不均衡が決定されるようにする。
不均衡が許容できる程度であると決定されれば、タイミング及び制御モジュール１９００は、このような表示を分析モジュール１９０２に提供することができ、それにより、差動電圧信号及び対象体を通じた電流フローに基づいて、測定されたインピーダンスに対する位相差及び比率を決定するために、位相直交抽出のような適切な分析でこのような表示が利用されるようにする。次いで、測定されたインピーダンスの表示がインターフェース１７２１を介してコンピュータシステム１７１０に提供されるように、比率及び位相は、メッセージモジュール１９１０に伝送されることができる。
また、処理システム１７３０は、単一レベルフォールト検知モジュール１９０８を実施することができる。これは、対象体に印加された信号の大きさが許容可能な閾値レベル内にあるかを決定するために、対象体に印加される信号の大きさをモニタリングする。もし閾値レベル内にない場合は、フォールト検知モジュール１９０８は、メッセージをコンピュータシステム１７１０に伝送することができ、それにより、プロセスを停止させたり、警告を生成したりできるようにする。
以下において、図２０Ａないし図２０Ｃを参照しながら、インピーダンス測定を実行するためのプロセスの例を説明する。
ステップ２０００において、コンピュータシステム１７１０を用いてインピーダンス測定タイプを選択し、これによりコンピュータシステム１７１０を始動させて、組み込み型ソフトウェアのような所望の指示が処理システム１７３０によって実行されるようにする。このことが多様な方式で達成することができるというのは、当然理解できることであり、例えば、コンピュータシステム１７１０から処理システム１７３０に必要な組み込み型ソフトウェアをダウンロードすることで、あるいは、別の方法として処理システム１７３０が内部メモリ等から関連の組み込み型ソフトウェアを検索できるようにすることで達成される。
ステップ２０１０において、コンピュータシステム１７１０又は処理システム１７３０は、上記したように、ステップ２０１５において、処理システム１７３０がデジタル電圧制御信号のシークエンスを生成できるようにする次回測定周波数fiを選択する。ステップ２０２０において、ＤＡＣｓ１７２９Ａ、１７２９Ｂを用いてデジタル制御信号がアナログ電圧信号ＶDに変換され、それにより、ステップ２０２５においてアナログ制御信号がそれぞれの電圧供給源１５１７Ａ、１５１７Ｂに提供されるようにする。この時点で、それぞれの電圧供給源１５１７Ａ、１５１７Ｂはそれぞれの電圧信号を生成して、さらにステップ２０３０において、それぞれの駆動電極１５１３Ａ、１５１３Ｂを介してそのような電圧信号を対象体に印加する。
ステップ２０３５において、対象体にわたって誘導された電圧が、センサ１５１８Ａ、１５１８Ｂを使用して検知電極１５１５Ａ、１５１５Ｂを通じて検知され、検知された電圧信号ＶSは、ステップ２０４０において、対応のＡＤＣ１７２７Ａ、１７２７Ｂによってデジタル化される。ステップ２０４５において、これと同時に、電圧信号の印加によって対象体に印加された電流ＩSは、信号発生器１５１７Ａ、１５１７Ｂを使用して測定される。ステップ２０５０において、対象体に印加された電流ＩSの表示が、デジタル化のために、ＡＤＣｓ１７２８Ａ、１７２８Ｂに伝送される。
ステップ２０５５において、デジタル化された電流及び電圧信号ＩS、ＶDが処理システム１７３０で受信され、それにより、処理システム１７３０は、ステップ２０６０において印加電流の大きさを決定できるようになる。これは、上記した図１９の機能的な例において電流モジュール１９０５を用いて実施することができ、それにより、ステップ２０６５においてフォールト検知モジュール１９０８は、対象体を通じた全体電流フローを閾値と比較することができる。ステップ２０７０において閾値の超過が決定されると、ステップ２０７５において、警告発生と共にプロセスが終了される。
このような状況は、例えば、装置が不正確に機能する場合に起きる可能性があり、又は電極のうちの１つが対象体の皮膚に正確に電気的に接触されていないというような、対象体への電極連結に問題がある場合に起きる可能性がある。したがって、装置作業者が電極連結及び／又は装置作動をチェックして、問題点が解決できるように警告を使用することができる。測定プロセスの再始動の試み、及び対象体を通じた電流大きさの減少等のような任意の適切な形態の是正処置を取ることができるのは、当然理解されるだろう。
ステップ２０８０において、処理システム１７３０が作動して、それぞれの電極１５１５Ａ、１５１５Ｂで検知された電圧電位に基づいてコモンモード電圧を決定し、これは、通常、上記の機能的な例における電圧処理モジュール１９０６を用いて達成することができる。次いで、ステップ２０８５において、コモンモード電圧又はコモンモード信号を使用して不均衡が決定される。
ステップ２０９０において、不均衡が許容できるものであるかに対する評価が行われ、これは、コモンモード信号を閾値と比較すること等のような多様な方法のうちのいずれか１つによって行うができるのは当然理解できる。一般的に、上記閾値は、予め決定されており、例えば、装置製造又は補正の間にメモリ１７２４、１７２５、１７２６のうちのいずれか１つに格納される。
不均衡が許容することのできないものと見なされる場合、ステップ２０９５において、処理システム１７３０は、不均衡を減らすためにデジタル制御信号を修正する。通常、これは、身体の中心でのコモンモード電圧をできるだけ電子装置の基準又は接地電位に近接して維持するために、処理システム１７３０が印加信号を調整するアルゴリズムを実行するようにすることによって達成される。一般、これは、アルゴリズムを使用して、対象体に印加される電圧信号の位相及び／又は振幅を調整することにより達成される。当業者であれば当然理解できるように、このような調整の特性は、不均衡の特性に依存している。
次いで、プロセスはステップ２０２０に戻されて、修正された制御信号がＤＡＣｓ１７２４を用いてアナログ信号に変換されるようにし、このとき、修正された電圧信号は、それぞれの電極１５１３Ａ、１５１３Ｂに、又はそのうちのいずれか１つに印加される。このようなプロセスは、許容できるオフセットが達成されるまでに繰り返される。
許容できる均衡が達成されると、ステップ２１００において、処理システム１７３０が作動して、対象体にわたって検知された差動電圧を決定する。図１９に関して上記した機能的な例で、これは、差動電圧モジュール１９０６を使用して達成することができる。
ステップ２１０５において、電流及び差動電圧信号を用いて、印加周波数fiで対象体Ｓのインピーダンスを示す比率及び位相信号を決定するように、処理モジュール１７３０が作動する。上述した機能的な例において、これは、好ましい実施例にしたがって、位相直交分析のようなある形態の信号分析、及び分析モジュールを用いて実行することができる。ステップ２１１０において、さらなる処理のために、比率及び位相信号の表示がコンピュータシステム１７１０に伝送される。
これが完了すると、プロセスは、ステップ２０１０に戻されて、プロセスが次回測定周波数fiで繰り返されるようにし、そうでなければ、すべての必要周波数が完了された場合は、測定プロセスを終了することができ、それにより、コンピュータシステム１７１０がインピーダンス測定の分析を行うようにして、生物学的指標、インピーダンスパラメータ等のような必要情報を決定できるようにする。このことが達成される方式は、実施される分析のタイプに依存している。
したがって、前述したプロセスを繰り返すことにより、所定の範囲の異なる周波数にわたって多数のインピーダンス測定を行うことができるのは、当然理解されるだろう。また、少なくとも１つの、より典型的には、それぞれの測定の前に、装置及び対象体のコモンモードが適切にマッチングされているかをチェックすることができ、それにより、測定手続きでの不正確性を減少させる。
図２１は、駆動電極１５１３及び検知電極１５１５の両方を含むチャンのうちの１つに関する電極システムの一例である。
電極システムは、印刷回路基板ＰＣＢ等のような第１の基板２１５０を含み、上記基板上には、それぞれの信号発生器１５１７及びセンサ１５１８が実装される。信号発生器１５１７及びセンサ１５１８の一般的な機能性は、示された構成要素によって表される。実質的に、当業者であれば理解できるように、多数の構成要素が適切な構成で使用されることができ、図示された構成要素は、ただ信号発生器１５１７及びセンサ１５１８の機能性を表わすためのものである。
当業者であれば理解できるように、使用中に基板２１５０及び関連構成要素を保護するための適切なハウジングが提供されてもよい。
また、信号発生器１５１７及びセンサ１５１８は、それぞれのケーブル２１６１、２１６２を介して導電性パッド２１６３、２１６５に結合され、上記導電性パッドは、第２の基板２１６０上に実装されて、さらに第１及び第２の電極１５１３、１５１５をそれぞれ形成する。使用した後に導電性パッドを容易に交換することができるように、ケーブル２１６１、２１６２がクリップ等を含んでいてもよいことは、当然理解されるだろう。理解できるように、導電性パッド２１６３、２１６５は、通常、銀／銀塩化物ゲルのような導電性ゲルを有する銀パッドから形成される。これは、対象体Ｓとの良好な電気的接続を確保する。
使用中に導電性パッド２１６３、２１６５が、測定の一貫性が得られるように設定された距離だけ離隔して位置されるようにするためには、導電性パッド２１６３、２１６５は、基板２１６０上に実装されてもよい。あるいは、導電性パッド２１６３、２１６５は、ケーブル２１６１、２１６２によって第１の基板２１５０に結合された、個別の使い捨て用導電性パッドとして設けられることもできる。また、他の適切な構成が利用されてもよい。
１つの例において、基板２１６０は、低い摩擦係数を有し、及び／又は弾性のある材料から形成され、及び／又は電極が対象体に結合されるとき、損傷されることを減らすために曲線状端部を有する。
この例において、信号発生器１５１７は、ケーブル２１５１に結合された入力部を有する増幅器Ａ1を含む。このような入力部は、また、抵抗Ｒ1を介してグランドのような基準電位に結合される。増幅器Ａ1の出力部は、抵抗Ｒ2を介してスイッチＳＷに接続され、通常、そのようなスイッチは、電圧供給源を有効にするために使用されるＣＭＯＳスイッチである。スイッチＳＷは、ケーブル２１５２を介して処理システム１７３０から受信される、イネーブル信号ＥＮを通じて制御される。
また、スイッチＳＷは、直列に配置された２つの抵抗Ｒ3、Ｒ4を介し、さらに、ケーブル２１６１を介して、導電性パッド２１６３に結合される。第２の増幅器Ａ2は、２つの直列抵抗のうち第１の抵抗Ｒ3と並列した入力部と、また、抵抗Ｒ5を介してケーブル２１５３に結合される出力部とが設けられている。
上記した内容から、ケーブル２１５１、２１５２、２１５３が図１５のリード１５２３を形成することが当然理解されるだろう。多様な抵抗値の範囲を用いることができるが、１つの例において、抵抗は、Ｒ1=Ｒ2=Ｒ5=５０Ω、及びＲ3=Ｒ4=１５００Ωの値を有する。
一般に、センサ１５１８は、抵抗Ｒ6を介してケーブル２１６２に接続された入力部を有する増幅器Ａ3を含む。また、入力部は、抵抗Ｒ7を介してグランドのような基準電位に結合される。増幅器Ａ3の出力部は、抵抗Ｒ7を介してケーブル２１５４に結合される。
前記した内容から、ケーブル２１５４が図１５のリード１５２５を形成することが当然理解されるだろう。多様な抵抗値の範囲を用いることができるが、１つの例において、抵抗は、Ｒ6=１５００Ω、Ｒ7=１０ＭΩ、及びＲ8=５０Ωの値を有する。
信号発生器１５１７及びセンサ１５１８に電力を供給するために、任意のパワーケーブル２１５５が設けられて、パワー信号＋Ｖｅ、-Ｖｅを供給するが、その一方、あるいはバッテリーのようなオンボードパワー供給源を用いることもできる。さらに、ＬＥＤ２１５７が基板２１５０上に形成されるように、ケーブル２１５６を設けることもできる。これは、処理システム１７３０によって制御することができ、それにより、電極システムの作動状態を表示させる。
使用中に、増幅器Ａ1が作動して、アナログ電圧駆動信号ＶDを増幅させて、これをケーブル２１６１を介して対象体Ｓに印加し、それにより、印加された電位は、対象体Ｓを通じて電流をドライブする。使用中に、スイッチＳＷが閉位置にあるときにだけこのようなことが起きて、したがって、電圧供給源を対象体Ｓから遮断するために、スイッチＳＷを開位置にすることができるのも当然理解されるだろう。
対象体Ｓに印加される信号の電流が検知されて、増幅器Ａ2によって増幅され、増幅された電流信号ＩSは、ケーブル２１５３に沿って、そしてＡＤＣ１７２８を介して、処理システム１７３０に戻される。
同様に、増幅器Ａ3が第２の電極１５１５で検知された電位を増幅するようにして、それによりセンサ１５１８が作動し、増幅されたアナログ電圧信号ＶSは、ケーブル２１５４に沿ってＡＤＣ１７２７に戻される。
ケーブル２１５１、２１５２、２１５３、２１５４、２１５５、２１５６は、好ましい実施例にしたがって、様々な数多くの構成で提供されることができる。１つの例において、それぞれのケーブル２１５１、２１５２、２１５３、２１５４、２１５５、２１５６は、単一リードＬで提供されるが、これは必須ではなく、多数のリードで提供されてもよい。
簡略に前記したとおり、個別のリード１５２３、１５２５が電圧信号ＶS及び電流信号ＩSに対して使用されている場合、リード１５２３、１５２５の間の誘導結合により、リード１５２３、１５２５内にＥＭＦｓを誘導することができる。ＥＭＦの大きさは、リード１５２３、１５２５の間の結合の程度に依存しており、したがって、それらの物理的な距離によって異なり、また電流信号ＩSの振幅及び周波数に比例して増大される。
リード１５２３、１５２５内に誘導されたＥＭＦは、センサ１５１８の入力部にわたった有効ＥＭＦをもたらす。結果的に、検知された電圧信号ＶSの要素は、誘導されたＥＭＦに起因し、これはまた、決定された電圧信号ＶS及び電流信号ＩSにおける不正確性をもたらす。
誘導結合の影響は、リード１５２３、１５２５の間の物理的な距離によって変わる。そのため、１つの例において、リード同士をできるだけ物理的に分離することにより、リードの間の誘導結合を減少することができる。したがって、１つの例において、ケーブル２１５１、２１５２、２１５３、２１５４、２１５５、２１５６は、個別に物理的に分離されたリードの内に設けられる。しかし、このような構成の問題点は、誘導結合の量が物理的なリードの形状によって変わってしまうことがあり、それにより、測定の間に偏差が生じ得るということである。結果的に、誘導結合の大きさは変わることが可能で、インピーダンス測定の分析を行うときに、説明が困難になる。
それぞれのケーブル２１５１、２１５２、２１５３、２１５４、２１５５、２１５６に対して物理的に分離されたリードを使用することに対する代案として、単一の組み合わされたリードＬを使用する方法がある。それらのリードは、ケーブル２１５１、２１５２、２１５３、２１５４、２１５５、２１５６が実質的に一定の相対的な物理的構成に維持されるように形成される。１つの例において、それらのリードＬは、それぞれのケーブルを一緒に撚り合わせて一定の形状の構成が提供されるように形成される。しかし、密接な接触を維持するために、過剰にモールディングされた個別の非絶縁型シールドケーブルからリードを製造するような、他の製造技術を使用することも可能である。
幾何学的形状が物理的に一定であることの結果として、リード１５２３、１５２５に沿って誘導されるＥＭＦが実質的に一定になり、これは、補正プロセスの間に説明することができる。
したがって、測定装置１７２０が初期に構成されたとき、そして特に、インピーダンス測定を決定するために、電圧及び電流信号ＶS、ＩSの分析のためのアルゴリズムが生成されたとき、これらは、誘導されたＥＭＦを考慮する因子を含むことが可能である。特に、構成プロセスの間に、測定装置１７２０を用いて、基準インピーダンスからの測定を行うことができ、誘導されたＥＭＦの影響を決定できるために結果として得られる計算が使用されて、これを今後の測定値から差し引くことができる。
さらなる誤りの発生源が、電極システムにおいて使用される回路又は他の構成要素の挙動応答における変動によって誘発されることがある。例えば、類似した構成要素が電極システムにおいて使用されるが、構成要素に関連した製造上の公差によって、構成要素が同じ外部条件下であっても異なる応答を示す可能性がある。また、変動の程度が、特定の測定が行われる周波数に依存することもまた、理解されるだろう。
しかし、またそのような変動は、多数の異なる周波数にわたった基準インピーダンスからの測定を記録することにより、補正プロセスの間に説明されることもできる。
使用中にそのような補正の結果が考慮されるようにするために、補正結果が使用中に測定装置１５００によって評価されるようにする方式で補正の結果を記録することは、有用となり得る。これは、多様な方式で達成することができる。
それにより、例えば、それぞれのリードのセットは、個別の識別子を有する。リードのセットの応答と予想される又は理想的なリードのセットの応答との間の偏差を示す補正データのセットを、個別の識別子と関連付けて記憶することができる。リードのセットが測定装置１５００とともに使用されるとき、測定装置１５００は、オペレータによる手動での入力により、又は電極システムの一部として提供される適切な識別子の自動検知により、リードのセットの識別子を決定することができる。したがって、測定装置１５００が補正データを評価することができ、これは、例えば、遠隔サーバー上で測定装置１５００に独立に記憶することができる。
一方、また別の方案として、例えば、ＥＥＲＰＯＭ等のような適したメモリを使用して、補正データを電極システム自体に記憶することができる。このような場合に、測定装置１５００と電極システムの間に付加的な接続が設けられて、それにより、測定装置がメモリにポーリングすることができ、そのメモリに記憶された補正データを回収することができる。これはまた、測定を行うとき、補正データが考慮されるようにする。
リード構成に関した更なる課題は、それぞれのケーブルの間の容量結合であり、これに対しては、図２２を参照して以下で説明する。このような例と関連して、分かりやすくするためにケーブル２１５１、２１５３、２１５４だけを図示した。
この例において、測定装置１７２０は、ＰＣＢ２１５０Ａ、２１５０Ｂに連結されて、各電極１５１３Ａ、１５１３Ｂ、１５１５Ａ、１５１５Ｂ)への接続を提供する。示されたように、各ケーブル２１５１、２１５３、２１５４は、それぞれのシールディング２２５１、２２５３、２２５４を有する。そのようなシールディングは、各ケーブル２１５１、２１５３、２１５４の間の結合を防止することを助けるために使用される。したがって、一般的にケーブル２１５１、２１５３、２１５４は、シールディングされたワイヤーのコアから形成されることが理解されるだろう。実質的に、シールドケーブルは、５０Ωの送信ラインであってもよく、そのような送信ラインは、高周波での信号伝送歪曲を最小化し、それによって誤りを最小化する。これに加え、通常、それぞれの接続部２２５５、２２５６を介して、シールド２２５１、２２５３、２２５４の各端部が、グランドのような基準電位に相互連結される。
このような方式でシールドされて接地されたケーブルを利用すると、容量結合の影響を低減することができ、得られた測定における不正確性をさらに減らすことができる。
更なる潜在的な課題は、異なるリードＬの間の誘導結合、及び対象体とベッドとの間の容量結合である。これに関して、寄生容量により、高周波電流が、身体を通じた意図的な電流経路を迂回することが可能で、結果的に誤りをもたらす。これを考慮するために、１つの例において、各電極システムに対するリードＬは、できるだけ物理的に遠く分離されることができ、且つ／又は使用されるリードの長さを最短化する構成で設けられることができる。以下では、図２３を参照して、これを達成するための構成について説明する。
この例のために、測定システムは、添え字Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄで表示された４つの測定チャンネルを提供する。これは、図１７の測定装置１７２０の改善されたバージョンを用いることによって達成することができるのは理解できるはずであり、そのような改善されたバージョンでは、簡単に上記したように、追加のＡＤＣｓ１７２７、１７２８及びＤＡＣｓ１７２９が提供される。
この例において、対象体Ｓが測定装置１７２０を含むベッド２３００に寝かされて、このとき、腕２３３１、２３３２は、対象体の横側面の方に位置し、脚２３３３、２３３４は、支持部２３４０上に置かれる。支持部９４０は、どのような形態の支持部であってもよいが、通常、モールディングされたフォーム等から形成され、そのような支持部は、測定装置１７２０が実質的に対象体の膝の間に位置した状態で対象体を整列させる。通常、測定装置１７２０に対する対象体の正確な位置を確保するために、さらに、測定装置１７２０のハウジングとの摩擦やその他の衝突によるダメージから対象体Ｓを保護するために、測定装置１７２０は、通常、支持部内に組み込まれる。
４つのチャンネル構成を提供することにより、それぞれの電極システムは、対象体のそれぞれの四肢に実装される。そのため、図示されたように、それぞれの四肢２３３１、２３３２、２３３３、２３３４には個別の基板２１６０が実装されて、それにより、それぞれの手首と足首には駆動及び感知電極１５１３、１５１５が設けられる。電極１５１３、１５１５は、基板２１５０に実装されたそれぞれの信号発生器及びセンサに結合され、その基板はまた、それぞれのリードＬＡ、ＬＢ、ＬＣ、ＬＤを介して測定装置１７２０に結合される。
リードは、それぞれのリードＬＡ、ＬＢ、ＬＣ、ＬＤが異なる方向に沿って測定装置１７２０から離れる方に延在するように配置されて、それによりリードの物理的な分離を最大化し、したがって、それらの間の誘導結合を低減ことに役立つ。
さらに容量結合の影響をより一層減少するために、リードＬＡ、ＬＢ、ＬＣ、ＬＤは、好ましくは、測定装置１７２０と対象体Ｓの両者から垂直に延在するように構成される。
また、測定装置１７２０を対象体の膝に隣接して配置することにより、測定装置１７２０は、対象体の膝と足首の間で概略的に同じ距離に配置される。
したがって、測定装置１７２０をベッド９００の下端部に向かって配設することにより、対象体Ｓの手首と足首上に電極を位置させるために必要なリードＬＡ、ＬＢ、ＬＣ、ＬＤの長さを減少することができながらも、リードの長さを実質的に同等に維持することができ、これは、誘導結合及び容量結合の両方の影響をさらに減少するのに役立つ。これに関連して、誘導結合の影響から誘導されるＥＭＦは、関連リードの長さに比例する。同様に、電流分路を生成できるリード(グランド)と対象体Ｓの間の容量結合もまた最小化される。
このような構成において、４つの第１電極及び４つの第２の電極を四肢に位置させることにより、前述したとおり、所定の範囲の様々な四肢に対する及び／又は全身に対するインピーダンス測定が実施できることは、当然ながら理解されるだろう。
測定手順の間に、一般的には、チャンネルのうちのただ２つのチャンネルだけが同時に使用される。このために、電極システムの一部を形成する個別のスイッチＳＷを用いることを通じて、他のチャンネルが無効化される。
図１５ないし図２３を参照して、前記インピーダンス測定装置及び方法の変形実施例を図１ないし図１４の装置及び方法と共に使用して、より測定を改善することができることが理解されるはずである。このような構成において、図２４に示されたように、コンピュータシステム１７１０を用いて、信号発生器２０１及び検知器１０４を含むＤＥＸＡ測定システムだけではなく、図２の測定装置２０３の代わりに、図１５の測定装置１７２０を制御できる。それにより、コンピュータシステム１７１０が処理システム２００を取り替えることができ、測定装置１７２０は、図２３にしめされているのと同様の構成を用いて支持表面１０１上に位置され、したがって測定装置１７２０は測定装置２０３を取り替える。この例において、インピーダンス測定がステップ３３０において行われたとき、これは、図１６のプロセスを用いて達成することができる。
当業者は、多数の変形実施例及び修正実施例を明らかに認識することができる。当業者にとって明らかに認識できる、そのような全ての変形実施例及び修正実施例は、本発明の広範囲な思想おび範囲内に含まれるものと見なすべきである。
したがって、例えば、上記様々な例の特徴を適切に相互に交換して用いられるはずである。また、以上の例は、対象体としてヒトに焦点を合わせたが、上記した測定装置及び技術が、非制限的な例として、霊長類、家畜、馬等のようなパフォーマンス動物（ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ａｎｉｍａｌ）等を含む動物であっても使用することができるのは、当然理解されるだろう。
上記したプロセスは、非制限的な例として、浮腫、リンパ浮腫、体組成、内臓脂肪検知等を含む病気や異常兆候の有無又は程度を診断するために使用することができる。
また、インピーダンス測定という用語は、アドミタンス及びその他の関連測定を含むことは当然理解されるだろう。

Claims (89)

  1. 処理システムにおいて生物学的指標を決定するための方法であって、
    ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
    ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
    ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
    を含む方法。
  2. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）放射線源からの放射線に対象体を被曝させるステップと、
    ｂ）前記対象体を透過した放射線の減衰を決定するステップと、
    を実行することで、前記放射線減衰測定を実行させるステップを含む、請求項１に記載の方法。
  3. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記放射線源を前記対象体の長さ方向に沿ってスキャンさせるステップと、
    ｂ）検出器から放射線減衰表示を受信するステップと、
    を含む、請求項２に記載の方法。
  4. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の電極セットを用いて、１つ以上の電気信号を前記対象体に印加させるステップと、
    ｂ）前期対象体に付けられた第２の電極セットにわたって測定された電気信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）前記表示及び前記１つ以上の印加された信号から少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
    を実行することで、前記インピーダンス測定を実行させるステップを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載の方法。
  5. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）実行すべき少なくとも１つの測定手順を決定するステップと、
    ｂ）前記決定された測定手順に従って前記放射線減衰及びインピーダンス測定を実行するステップと、
    を含む、請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
  6. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記測定手順に対応する命令を選択するステップと、
    ｂ）前記命令を第２の処理システムに伝達するステップであって、前記第２の処理システムは、
    ｉ）１つ以上の信号を前記対象体に印加するために用いられる制御信号を、前記命令を用いて生成し、
    ｉｉ）前記対象体に印加された前記１つ以上の信号の表示を受信し、
    ｉｉｉ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の表示を受信し、
    ｉｖ）インピーダンス値が決定されるように、前記命令を用いて、前記表示の少なくとも予備処理を実行する
    ためのものである、前記伝達するステップと
    を含む、請求項５に記載の方法。
  7. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記決定された測定手順に係わる少なくとも１つの電極配置を決定するステップと、
    ｂ）電極配置を示す表現を表示するステップと、
    ｃ）表示された表現に従って前記電極が配置されると、前記インピーダンス測定を実行させるステップと、
    を含む、請求項５または６に記載の方法。
  8. 前記方法は、前記処理システムにおいて、前記第１及び第２の生物学的指標を用いて、
    ａ）浮腫の有無又は程度の指標と、
    ｂ）内臓脂肪レベルの指標と、
    ｃ）部分的な体組成の指標と、
    ｄ）体組成の指標と
    のうち少なくとも１つを決定するステップを含む、請求項１から７のいずれか一項に記載の方法。
  9. 前記第１の生物学的指標は、
    ａ）前記対象体の骨塩密度と、
    ｂ）前記対象体の灰重量と、
    ｃ）前記対象体の１つ以上の体部分に対する部分的な体積と、
    ｄ）総体脂肪量と
    のうち少なくとも１つである、請求項８に記載の方法。
  10. 前記第２の生物学的指標は、前記対象体内の体液のレベルである、請求項８または９に記載の方法。
  11. 前記少なくとも１つの第２の生物学的指標は、
    ａ）細胞外液の細胞内液に対する比率に基づく指数と、
    ｂ）インピーダンスパラメータ値に基づく指数と、
    ｃ）細胞内液体積と、
    ｄ）細胞外液体積と
    のうち少なくとも１つである、請求項８から１０のいずれか一項に記載の方法。
  12. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記少なくとも１つの第２の生物学的指標を
    ｉ）所定の基準と、
    ｉｉ）少なくとも１つの他の体部分に対して決定された指標と、
    ｉｉｉ）予め決定された指標と
    のうち少なくとも１つと比較するステップと、
    ｂ）前記比較結果を用いて、浮腫の有無又は程度の指標を決定するステップと、
    を含む、請求項８から１１のいずれか一項に記載の方法。
  13. 前記基準は、
    ａ）所定の閾値と、
    ｂ）正規母集団から決定された公差と、
    ｃ）所定の範囲と、
    ｄ）前記対象体に対して予め決定された指標と
    のうち少なくとも１つを含む、請求項１２に記載の方法。
  14. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記第２の生物学的指標を用いて、皮下脂肪レベルの指標を決定するステップと、
    ｂ）前記第１の生物学的指標を用いて、総体脂肪レベルの指標を決定するステップと、
    ｃ）前記皮下脂肪レベルの表示及び前記総体脂肪レベルの指標を用いて、内臓脂肪レベルの指標を決定するステップと、
    を含む、請求項８から１３のいずれか一項に記載の方法。
  15. 前記方法は、前記処理システムにおいて、前記対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンス測定を用いて、前記皮下脂肪レベルの表示を決定するステップを含む、請求項１４に記載の方法。
  16. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の四肢の第１の半分部に対して測定されたインピーダンスを示す第１の測定インピーダンスを決定するステップと、
    ｂ）前記第１の四肢の第２の半分部に対して測定されたインピーダンスを示す第２の測定インピーダンスを決定するステップと、
    ｃ）前記第１の四肢に対して測定されたインピーダンスを示す第３の測定インピーダンスを決定するステップと、
    ｄ）前記第２及び第３の測定インピーダンスを用いて、前記第１の四肢の前記第１の半分部に対するインピーダンスを示す誘導インピーダンスを決定するステップと、
    ｅ）前記第１の測定インピーダンスと前記誘導インピーダンスとを比較するステップと、
    を含む、請求項１から１５のいずれか一項に記載の方法。
  17. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記第１の測定インピーダンスと前記導出インピーダンスとの比較結果に応じて、電極が不正確に配置されたたかどうかを決定するステップと、
    ｂ）不正確に配置された電極の指標を生成するステップと、
    ｃ）実行されるインピーダンスを測定するステップと、
    ｄ）前記対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンスを決定するステップと、
    ｅ）前記対象体の腹部の少なくとも一部のインピーダンスを用いて、前記皮下脂肪レベルの表示を決定するステップと、
    を含む、請求項１６に記載の方法。
  18. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）少なくとも１つの体部分に対する測定インピーダンス値を決定するステップと、
    ｂ）それぞれの体部分に対して、前記測定されたインピーダンス値を用いて、少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
    ｃ）それぞれの決定されたインピーダンス値を用いて、前記第２の生物学的指標を決定するステップと、
    を含む、請求項１から１７のいずれか一項に記載の方法。
  19. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）それぞれの決定されたインピーダンス値を用いて、少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
    ｂ）前記少なくとも１つのインピーダンスパラメータ値を用いて、前記第２の生物学的指標を決定するステップと、
    を含む、請求項１８に記載の方法。
  20. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）それぞれの体部分に対する複数の測定インピーダンス値を決定するステップであって、対応する測定周波数によってそれぞれの測定インピーダンス値を測定する、前記複数の測定インピーダンス値を決定するステップと、
    ｂ）前記複数の測定インピーダンス値に基づいてインピーダンスパラメータ値を決定するステップと、
    を含む、請求項１８または１９のいずれか一項に記載の方法。
  21. 前記パラメータ値はＲ0及びＲ∞を含み、ここで、
    ｉ）Ｒ0は、ゼロ周波数における抵抗であり、
    ｉｉ）Ｒ∞は、無限周波数における抵抗である、請求項１８から２０のいずれか一項に記載の方法。
  22. 前記方法は、
    ａ）ｉ）Ｒ0と、ｉｉ）Ｒ∞と、ｉｉｉ）Ｒ0とＲ∞の差とのうち少なくとも１つに対して、時間による変化をモニタリングするステップと、
    ｂ）インピーダンス測定のベクトル指標と、
    を含む、請求項２１に記載の方法。
  23. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記測定されたインピーダンス値からパラメータＲ0及びＲ∞に対する値を決定するステップと、
    ｂ）下記方程式：
    Figure 2010510835
     を用いて指数（ｌ）を計算することで、指標を決定するステップと、
    を含む、請求項２１または２２に記載の方法。
  24. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    Ｚは、角度周波数ωにおける測定インピーダンスであり、
    τは、時間定数であり、
    αは、０と１の間の値である
    ときに、下記方程式：
    Figure 2010510835
     を用いて前記パラメータ値を決定するステップを含む、請求項２１から２３のいずれか一項に記載の方法。
  25. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ＥＣＶ＝細胞外液体積、
    Ｃsegement＝腕又は足に対して１であり、胸腔に対して４である形状の定数、
    Ｌsegment＝ｃｍ単位のセグメントの長さ
    Ｒsegment＝Ｏｈｍ単位セグメントの抵抗
    ρsegment＝公称４７Ｏｈｍ／ｃｍである抵抗係数
    であるときに、下記方程式：
    Figure 2010510835
     を用いて、細胞外液体積として前記第２の生物学的指標を決定するステップを含む、請求項１から２４のいずれか一項に記載の方法。
  26. 前記方法は、前記処理システムにおいて、下記方程式：
    Figure 2010510835
     を用いて、全身に対する細胞外液体積を決定するステップを含む、請求項２５に記載の方法。
  27. 前記方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の信号を対象体に印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために、前記第２の信号の前記指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    を実行することで、前記少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップを含む、請求項１から２６のいずれか一項に記載の方法。
  28. 前記方法は、前記処理システムにおいて、不均衡を最小化するように、前記変更された第１の信号を決定するステップを含む、請求項２７に記載の方法。
  29. 前記方法は、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）前記対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体にわたって第２の信号を検出するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む、前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
    を含む装置を用いて実行され、
    前記方法は、
    ｉ）リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させることと、
    ｉｉ）リード長を最短化することと
    のうち少なくとも１つのために前記リードを配置するステップを含む、請求項１から２８のいずれか一項に記載の方法。
  30. 生物学的指標を決定するための装置であって、
    ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させ、
    ｂ）決定された放射線減衰を用いて少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定し、
    ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させ、
    ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定する
    ための処理システムを含む装置。
  31. 前記装置は、
    ａ）対象体を放射線に被曝させる放射線源と、
    ｂ）前記対象体を透過した放射線を検出する検出器と、
    を含む、請求項３０に記載の生物学的指標を決定するための装置。
  32. 前記装置は、前記放射線源と前記検出器を前記対象体に対して相対的に移動させることで前記対象体を放射線に被曝させる駆動システムを含む、請求項３１に記載の装置。
  33. 前記装置は、
    ａ）前記対象体を支持する支持面と、
    ｂ）前記支持面内に少なくとも部分的に埋め込まれ、インピーダンス測定手順を実行する際に用いられる１つ以上のリードと、
    を含む、請求項３０から３２のいずれか一項に記載の装置。
  34. 前記装置は、
    ａ）検出器を支持するアームと、
    ｂ）前記アーム内に少なくとも部分的に埋め込まれ、インピーダンス測定手順を実行する際に用いられる１つ以上のリードと、
    を含む、請求項３０から３３のいずれか一項に記載の装置。
  35. 前記リードは、放射線透過性を有する、請求項３３から３４のいずれか一項に記載の装置。
  36. 前記装置は、
    ａ）フットプレートと、
    ｂ）ハンドプレートと、
    ｃ）帯状電極と、
    ｄ）カフと
    のうち少なくとも１つの一部として備えられる電極を含む、請求項３０から３５のいずれか一項に記載の装置。
  37. 前記装置は、
    ａ）第１の電極セットを用いて１つ以上の電気信号を前記対象体に印加する信号発生器と、
    ｂ）第２の電極セット全体で測定される電気信号を測定するセンサと、
    ｃ）制御部であって、
    ｉ）前記信号発生器を制御し、
    ｉｉ）前記測定された電気信号の指標を決定する
    制御部と、
    を含む、請求項３０から３６のいずれか一項に記載の装置。
  38. 前記制御部は、
    ａ）前記処理システムから命令を受信し、
    ｂ）前記命令を用いて、１つ以上の信号を前記対象体に印加するために用いられる制御信号を生成し、
    ｃ）前記対象体に印加された前記１つ以上の信号の指標を受信し、
    ｄ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信し、
    ｅ）インピーダンス値が決定されるように、前記命令を用いて、前記指標の少なくとも予備処理を実行する
    ためのものである、請求項３７に記載の装置。
  39. 前記処理システムは、前記インピーダンス測定を、
    ａ）第１の信号を対象体に印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    によって実行させる、請求項３０から３８のいずれか一項に記載の装置。
  40. 前記装置は、信号発生器及びセンサを含む電極システムに測定装置を連結するリードを含み、前記リードは、
    ａ）前記測定装置と前記信号発生器を連結し、かつ、前記測定装置と前記センサを連結する少なくとも２つの連結部と、
    ｂ）前記少なくとも２つの連結部のそれぞれのシールドであって、前記シールド同士が電気的に連結され、前記測定装置及び電極システムのそれぞれで基準電位に連結される、前記シールドと、
    を含む、請求項３０から３９のいずれか一項に記載の装置。
  41. 前記装置は、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体からの第２の信号を検出するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と
    を含む、前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードであって、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
    のうち少なくとも１つのために配置される、前記リードと
    を含む、請求項３０から４０のいずれか一項に記載の装置。
  42. 対象体に対するインピーダンス測定を実行するために用いられる方法であって、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）前記第２の信号の指標を用いて不均衡を決定するステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    を含む方法。
  43. 前記第２の信号は、対応する第２の電極で感知される電圧であり、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記第２の電極それぞれで感知される電圧を決定するステップと、
    ｂ）前記第２の電極のそれぞれで感知される電圧を用いて第１の電圧を決定するステップと、
    ｃ）前記第１の電圧を用いて不均衡を決定するステップと、
    を含む、請求項４２に記載の方法。
  44. 前記第１の電圧は、コモンモード信号である、請求項４３に記載の方法。
  45. 前記処理システムにおいて、前記不均衡を最小化するように、前記変更された第１の信号を決定するステップを含む、請求項４２から４４のいずれか一項に記載の方法。
  46. 前記第１の信号は、前記第１の電極を用いて前記対象体に印加される電圧であり、前記
    第２の信号は、それぞれの第２の電極で感知される電圧であり、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記対象体に前記第１の信号を印加することで生じる電流フローを決定するステップと、
    ｂ）前記第２の電極のそれぞれで感知される電圧を決定するステップと、
    ｃ）前記第２の電極のそれぞれで感知される電圧を用いて第２の電圧を決定するステップと、
    ｄ）前記決定された電流フロー及び前記第２の電圧を用いてインピーダンスパラメータを決定するステップと、
    によって前記インピーダンス測定を実行するステップを含む、請求項４２から４５のいずれか一項に記載の方法。
  47. 前記第２の電圧は、差動電圧である、請求項４６に記載の方法。
  48. 前記第１の信号は、前記第１の電極を用いて前記対象体に印加される電圧であり、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記対象体に前記第１の信号を印加することで生じる電流フローを決定するステップと、
    ｂ）前記電流フローを閾値と比較するステップと、
    ｃ）前記比較結果に応じて、前記対象体に対する前記第１の信号の印加を選択的に中断するステップと、
    によって前記インピーダンス測定を実行するステップを含む、請求項４２から４７のいずれか一項に記載の方法。
  49. 前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の周波数で第１の信号を前記対象体に印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を前記第１の周波数で実行させるステップと、
    ｆ）前記ステップａ）〜ステップｅ）を少なくとも１つの第２の周波数で繰り返すステップと、
    によって複数の周波数のうちそれぞれの周波数でインピーダンス測定を実行することを含む、請求項４２から４８のいずれか一項に記載の方法。
  50. 前記処理システムにおいて、
    ａ）１つ以上の信号を前記対象体に印加するために用いられる制御信号を生成するステップと、
    ｂ）前記対象体に印加された前記１つ以上の信号の指標を受信するステップと、
    ｃ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信するステップと、
    ｄ）インピーダンス値を測定させるために、前記指標に対する少なくとも予備処理を実行するステップと、
    を含む、請求項４２から４９のいずれか一項に記載の方法。
  51. 前記方法は、請求項１から２９のいずれか一項による方法において用いられる、請求項４２から５０のいずれか一項に記載の方法。
  52. インピーダンス測定を実行する装置であって、
    ａ）第１の信号を対象体に印加させ、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定し、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用い、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定し、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させる
    ための処理システムを含む装置。
  53. 前記処理システムは、
    ａ）１つ以上の信号を前記対象体に印加するのに用いられる制御信号を生成し、
    ｂ）前記対象体に印加された前記１つ以上の信号の指標を受信し、
    ｃ）前記対象体全体で測定された１つ以上の信号の指標を受信し、
    ｄ）インピーダンス値が決定されるように、前記の指標の少なくとも予備処理を実行する
    ためのものである、請求項５２に記載の装置。
  54. 前記装置は、
    ａ）１つ以上の制御信号を受信し、
    ｂ）前記第１の信号を生成するために前記制御信号を増幅し、
    ｃ）第１の電極を介して前記対象体に前記第１の信号を印加し、
    ｄ）前記対象体に印加された前記第１の信号に係わるパラメータの指標を提供する
    ための少なくとも１つの信号発生器を含む、請求項５２または５３に記載の装置。
  55. 前記装置は、第１の電極のそれぞれに対するそれぞれに対応する信号発生器を含む、請求項５４に記載の装置。
  56. 前記第１の信号は電圧であり、前記信号発生器は前記対象体による電流フローの指標を提供するためのものである、請求項５４または５５に記載の装置。
  57. 前記装置は、第２の電極を介して前記第２の信号を測定する少なくとも１つのセンサを含む、請求項５２から５６のいずれか一項に記載の装置。
  58. 前記装置は、それぞれの第２の電極のためのそれぞれのセンサを含む、請求項５７に記載の装置。
  59. 前記装置は、２つの第２の電極のそれぞれで測定された第２の信号を増幅する差動増幅器を含む、請求項５２から５８のいずれか一項に記載の装置。
  60. 前記差動増幅器は、
    ａ）前記第２の電極で測定される電圧を示す差動電圧と、
    ｂ）不均衡を示すコモンモード信号と
    のうち少なくとも１つを生成する、請求項５９に記載の装置。
  61. ａ）前記信号発生器及び前記センサが取り付けられた第１の基板と、
    ｂ）使用中に前記信号発生器及び前記センサを前記対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２の基板と、
    を含む電極システムを含む、請求項５２から６０のいずれか一項に記載の装置。
  62. 前記装置は、測定装置を前記第１及び第２の電極に少なくとも部分的に連結する少なくとも１つのリードを含み、前記リードは、
    ａ）前記測定装置と前記信号発生器を連結し、かつ、前記測定装置と前記センサを連結する少なくとも２つの連結部と、
    ｂ）前記少なくとも２つの連結部のそれぞれのためのシールドであって、前記シールド同士が電気的に連結され、前記測定装置及び電極システムのそれぞれで基準電位に連結されるシールドと、
    を含む、請求項５２から６１のいずれか一項に記載の装置。
  63. ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）前記対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と
    を含む、前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
    を含み、前記リードは、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
    のうち少なくとも１つのために配置される、請求項５２から６２のいずれか一項に記載の装置。
  64. 前記装置は、前記処理システムをコンピュータシステムに結合するためのインターフェースを含み、前記処理システムは、
    ａ）前記コンピュータシステムから受信された命令に従って制御信号を生成し、
    ｂ）インピーダンス値が決定されるように、測定されたインピーダンス値を示すデータを前記コンピュータシステムに提供する
    ためのものである、請求項５２から６３のいずれか一項に記載の装置。
  65. 前記処理システムは、ＦＰＧＡである、請求項６４に記載の装置。
  66. 前記コンピュータシステムは、
    ａ）前記処理システムを制御するための命令を生成し、
    ｂ）前記処理システムから測定インピーダンス値を示すデータを受信し、
    ｃ）前記データを用いてインピーダンス値を決定する
    ためのものである、請求項６４または６５に記載の装置。
  67. 前記装置は、請求項３０から４１のいずれか一項による装置の一部を形成する、請求項５２から６６のいずれか一項に記載の装置。
  68. 対象体に対するインピーダンス測定を実行するのに用いられる装置であって、前記装置は、信号発生器及びセンサを含む電極システムに測定装置を連結するリードを含み、前記リードは、
    ａ）前記測定装置と前記信号発生器を連結し、かつ、前記測定装置と前記センサを連結する少なくとも２つの連結部と、
    ｂ）前記少なくとも２つの連結部のそれぞれのためのシールドであって、前記シールド同士が電気的に連結され、前記測定装置及び電極システムのそれぞれで基準電位に連結されるシールドと、
    を含む、装置。
  69. 前記基準電位は、接地電位である、請求項６８に記載の装置。
  70. 前記リードは、
    ａ）前記測定装置が前記信号発生器を制御し、第１の信号を前記対象体に印加することができるように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第１のケーブルと、
    ｂ）前記測定装置が前記対象体に印加された前記第１の信号に係わるパラメータを決定することができるように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第２のケーブルと、
    ｃ）前記測定装置が前記対象体で測定される電圧を決定することができるように、前記測定装置を前記センサ発生器に結合する第３のケーブルと、
    を含む、請求項６８または６９に記載の装置。
  71. 前記電極システムは、
    ａ）前記信号発生器を有し、且つ前記センサが取り付けられた第１の基板と、
    ｂ）使用中に、前記信号発生器及び前記センサを対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２の基板と、
    を含む、請求項６８から７０のいずれか一項に記載の装置。
  72. 前記装置は、請求項３０から４１のいずれか一項による装置の一部を形成する、請求項６８から７１のいずれか一項に記載の装置。
  73. 対象体に対するインピーダンス測定を実行するために用いられる装置であって、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）前記対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を検出するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む、前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードであって、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
    のうち少なくとも１つのために配置される前記リードと、
    を含む、装置。
  74. ａ）４つの電極システムと、
    ｂ）前記測定装置から４つの異なる方向に延伸する４つのリードと、
    を含む、請求項７３に記載の装置。
  75. 前記装置は、前記測定装置が実質的に対象体の膝間に位置するように、該対象体の四肢を支持する支持部を含む、請求項７３または７４に記載の装置。
  76. 各リードは、
    ａ）前記測定装置が前記信号発生器を制御し、第１の信号を前記対象体に印加することができるように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第１のケーブルと、
    ｂ）前記測定装置が前記対象体に印加された前記第１の信号に係わるパラメータを決定することができるように、前記測定装置を前記信号発生器に結合する第２のケーブルと、
    ｃ）前記測定装置が前記対象体で測定される電圧を決定することができるように、前記測定装置を前記センサ発生器に結合する第３のケーブルと、
    を含む、請求項７３から７５のいずれか一項に記載の装置。
  77. 前記電極システムは、
    ａ）前記信号発生器を有し、且つ前記センサが取り付けられた第１の基板と、
    ｂ）使用中に、前記信号発生器及び前記センサを前記対象体に結合させる少なくとも２つの導電性パッドが取り付けられた第２の基板と、
    を含む、請求項７３から７６のいずれか一項に記載の装置。
  78. 前記装置は、請求項３０から４１のいずれか一項による装置の一部を形成する、請求項７３から７７のいずれか一項に記載の装置。
  79. 対象体に対するインピーダンス測定を実行する装置を用いる方法であって、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）前記対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を検出するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードであって、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）リード長を最短化させること
    のうち少なくとも１つのために前記リードを配置させることを含む、前記少なくとも２つのリードと、
    を含む装置を用いる、方法。
  80. 前記方法は、請求項１から２９のいずれか一項に記載の方法で用いられる、請求項７９に記載の対象体に対するインピーダンス測定を実行する装置を用いる方法。
  81. 内臓脂肪レベルを決定するのに用いられる方法であって、前記方法は、処理システムにおいて、
    ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
    ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
    ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
    ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、内臓脂肪レベルを決定するステップと、
    を含む、方法。
  82. 内臓脂肪レベルを決定するために用いられる方法であって、処理システムにおいて、
    ａ）対象体に第１の信号を印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    を含む、方法。
  83. 内臓脂肪レベルを決定するための装置を用いる方法であって、前記装置は、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を検出するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
    を含み、前記方法は、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
    のうち少なくとも１つのために前記リードを配置させるステップ
    を含む、方法。
  84. 体組成を決定するのに用いられる方法であって、処理システムにおいて、
    ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
    ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
    ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
    ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、体組成を決定するステップと、
    を含む方法。
  85. 体組成を決定するのに用いられる方法であって、処理システムにおいて、
    ａ）対象体に第１の信号を印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    を含む、方法。
  86. 体組成を決定するための装置を用いる方法であって、前記装置は、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体全体で第２の信号を感知するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
    を含み、前記方法は、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長さを最短化させること
    のうち少なくとも１つのために前記リードを配置させるステップを含む、方法。
  87. 浮腫の有無又は程度を診断するのに用いられる方法であって、処理システムにおいて、
    ａ）少なくとも１つの放射線減衰測定を実行させるステップと、
    ｂ）決定された放射線減衰を用いて、少なくとも１つの第１の生物学的指標を決定するステップと、
    ｃ）少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    ｄ）決定されたインピーダンス測定を用いて、少なくとも１つの第２の生物学的指標を決定するステップと、
    ｅ）前記第１及び第２の指標を用いて、浮腫の有無又は程度を診断するステップと、
    を含む、方法。
  88. 浮腫の有無又は程度を診断するのに用いられる方法であって、処理システムにおいて、
    ａ）対象体に第１の信号を印加させるステップと、
    ｂ）前記対象体全体で測定された第２の信号の指標を決定するステップと、
    ｃ）不均衡を決定するために前記第２の信号の指標を用いるステップと、
    ｄ）前記不均衡によって変更された第１の信号を決定するステップと、
    ｅ）前記変更された第１の信号を前記対象体に印加させて、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行させるステップと、
    を含む、方法。
  89. 浮腫を決定するための装置を用いる方法であって、前記装置は、
    ａ）少なくとも２つの電極システムであって、それぞれが、
    ｉ）対象体に第１の信号を印加する信号発生器と、
    ｉｉ）前記対象体にわたって第２の信号を感知するセンサと、
    ｉｉｉ）前記信号発生器を前記対象体に結合する第１の電極と、
    ｉｖ）前記センサを前記対象体に結合する第２の電極と、
    を含む前記少なくとも２つの電極システムと、
    ｂ）インピーダンス測定が実行されるように、前記電極システムを制御する測定装置と、
    ｃ）前記測定装置を前記電極システムに連結する少なくとも２つのリードと、
    を含み、前記方法は、
    ｉ）前記リード間の誘導結合を減少させるために、前記測定装置から異なる方向に延伸させること、
    ｉｉ）前記リードの長を最短化させること
    のうち少なくとも１つのために前記リードを配置させるステップを含む方法。
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