JP2011078443A - 生体測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ヘマトクリットを非観血で計測する。
【解決手段】生体測定装置は、身体の部位間の生体電気インピーダンス及びヘマトクリットを計測する計測部を備える。計測部は、第１の周波数で生体の組織と血液とを含むインピーダンスを測定して第１のインピーダンスＺ１を出力し、第２の周波数で生体の組織と血液を含むインピーダンスを測定して第２のインピーダンスＺ２を出力するインピーダンス演算部ＩＰＧ１及びＩＰＧ２と、第１の時刻と第２の時刻における第１のインピーダンスの差分ΔＺ_Ｌ、第１の時刻と第２の時刻における第２のインピーダンスの差分ΔＺ_Ｈを解析する脈波解析部ＭＳ１及びＭＳ２と、ΔＺ_ＬとΔＺ_Ｈとに基づいてヘマトクリットを算出するヘマトクリット演算部２４５とを備える。
【選択図】図５

Description

本発明は、被験者の血液の状態を示す指標を生成する生体測定装置に関する。

ヘマトクリットは、血液中の血球の占める容積の割合を示す指標である。人工腎臓による透析を行うと、エリスロポエチンと呼ばれる腎臓で作られるホルモンが不足することから、貧血の傾向になる。このため、透析時にヘマトクリットを測定し、貧血の判断の指標に用いるのが通常である。
透析時には、人体と人口腎臓とを接続する血液経路にヘマトクリット測定装置を設け、ヘマトクリットを監視しながら、透析を行うことが多い。
このように人体の外部に取り出した血液を用いるヘマトクリット測定装置として、特許文献１には、取り出した血液について高周波のインピーダンスと低周波のインピーダンスとを各々測定し、それらの比に基づいてヘマトクリットを算出する技術が開示されている。

特開昭６３−１３３０６２号公報

しかしながら、従来のヘマトクリット測定装置は、ヘマトクリットを測定するために血液を人体の外部に取り出す必要がある。このため、被験者に採血の苦痛を与えるものであり、家庭で手軽に測定することはできないといった問題があった。
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、人体の外部に血液を取り出すことなくヘマトクリットを測定する装置を提供することを課題とする。

以下の説明では、本発明の構成に実施形態の対応する構成に用いる符号を付すが、これは一例であって、本発明はこの対応付けに限定されるものではない。
上述した課題を解決するため、本発明に係る生体測定装置（１又は２）は、測定状態において生体の表面に接触する出力電極（２２０ａ及び２２０ｂ）と入力電極（２３０ａ及び２３０ｂ）とを備え、第１の周波数で前記生体の組織と血液とを含むインピーダンスを測定して第１のインピーダンス（Ｚ１）を出力し、前記第１の周波数より高い第２の周波数で前記生体の組織と血液を含むインピーダンスを測定して第２のインピーダンス（Ｚ２）を出力するインピーダンス測定部（ＩＰＧ１及びＩＰＧ２、又はＩＰＧ）と、前記第１のインピーダンスの変動を解析して第１の変動量（ΔＺ_Ｌ）として出力する第１解析部（ＭＳ１又はＭＳ）と、前記第２のインピーダンスの変動を解析して第２の変動量（ΔＺ_Ｈ）として出力する第２解析部（ＭＳ２又はＭＳ）と、前記第１の変動量と前記第２の変動量との比に基づいて血液の成分を示す指標を生成する指標生成部（２４５又は２４６）と、を備える。

この発明によれば、血液を人体から取り出すことなく、血液の成分を示す指標を生成することができる。これは、生体電気インピーダンスの変動量に注目しているからである。すなわち、生体電気インピーダンスは人体の表面から人体の部位間のインピーダンスを測定して得られるが、部位間には、組織と血液が存在する。そして、組織には脈動によって血液が周期的に流入する。したがって、組織に流入している血液量は変動する。一方、組織自体のインピーダンスは変化しない。そこで、生体電気インピーダンスの変動量に注目することによって、組織の影響を排除しているのである。また、血液は血漿と赤血球に大別でき、血漿と赤血球とではリアクタンス成分が異なる。よって、第１の周波数で測定した第１のインピーダンスの変動量（血液の成分に対応する変動量）と、第１の周波数より高い第２の周波数で測定した第２のインピーダンスの変動量（血液全体に対応する変動量）との比に基づいて、血液の成分を示す指標を算出することができるのである。そのような指標の一つとして、ヘマトクリットがある。

生体測定装置の具体的な態様としては、前記インピーダンス測定部は、前記第１の周波数で前記第１のインピーダンスを測定する第１処理と、前記第２の周波数で前記第２のインピーダンスを測定する第２処理と同時に実行する第１態様と、両処理を異なる時間に実行する第２態様とがある。組織への血液の流入量は脈の周期毎に相違しうるから、第１態様によれば、より高い精度での計測が可能となる。一方、第２態様によれば、一つの解析部（ＭＳ）を第１解析部および第２解析部として用いる構成を採ることができるから、構成をより簡素とすることができる。

第２態様において、前記第１解析部は、脈の１周期における前記第１のインピーダンスの最大値と最小値との差分である第１差分値を前記第１の変動量として出力し、前記第２解析部は、脈の１周期における前記第２のインピーダンスの最大値と最小値との差分である第２差分値を前記第２の変動量として出力するようにしてもよいし、前記第１解析部は、前記第１のインピーダンスを周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを前記第１の変動量として出力し、前記第２解析部は、前記第２のインピーダンスを周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを前記第２の変動量として出力するようにしてもよい。

第１態様において、前記インピーダンス測定部は、前記第１の周波数の第１信号（Ｓ１）を発生する第１周波数発生部（２１１）と、前記第２の周波数の第２信号（Ｓ２）を発生する第２周波数発生部（２１２）と、前記第１信号と前記第２信号とを周波数多重して得た出力信号を前記出力電極に供給する周波数多重部（２１３）と、前記入力電極を介して得た入力信号から、前記第１の周波数を有する第３信号（Ｓ３）と前記第２の周波数を有する第４信号（Ｓ４）とを分離する周波数分離部（２４２）と、前記第３信号に基づいて前記第１のインピーダンスを出力する第１生成部（ＩＰＧ１）と、前記第４信号に基づいて前記第２のインピーダンスを出力する第２生成部（ＩＰＧ２）とを備えるようにしてもよい。この場合、周波数多重によって２つの周波数のインピーダンスが同時に測定される。

第１態様において、周波数多重を行うか否かに関わらず、前記第１解析部は、第１の時刻における前記第１のインピーダンスと第２の時刻における前記第１のインピーダンスとの差分である第１差分値を前記第１の変動量として出力し、前記第２解析部は、前記第１の時刻における前記第２のインピーダンスと前記第２の時刻における前記第２のインピーダンスとの差分である第２差分値を前記第２の変動量として出力することが好ましい。この場合、第１のインピーダンスの変動量も第２のインピーダンスの変動量も共に第１の時刻から第２の時刻までの変動量となるから、より高い精度での計測が可能となる。

また、この場合、前記第１のインピーダンスは脈に同期して変動し、前記第１の時刻は、脈の１周期において、前記第１のインピーダンスが最小となる時刻であり、前記第２の時刻は、脈の１周期において、前記第１のインピーダンスが最大となる時刻であることが好ましい。この場合には、血液によるインピーダンスの変動量を大きく捉えることができるので、ＳＮ比が向上し、高い精度で計測することが可能となる。

また、この場合、又は第２形態において、前記第１解析部は前記第１差分値の平均値を前記第１の変動量として出力し、前記第２解析部は前記第２差分値の平均値を前記第２の変動量として出力することが好ましい。この場合、血液の成分を示す指標がインピーダンスの変動量の平均値に基づいて生成されるから、脈が突発的に変化しても、この変化による影響を抑制することができる。

また、上述した生体測定装置において、前記第１の変動量をΔＺ_Ｌ、前記第２の変動量をΔＺ_Ｈ、前記指標としてのヘマトクリットをＨｃｔとしたとき、前記指標生成部は、Ｈｃｔ＝１−（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）を演算して前記指標を生成するようにしてもよい。この場合はヘマトクリットを非観血で計測することが可能となる。

血液の等価回路を示す回路図である。 血液のインピーダンスの周波数変化をリアクタンス成分とレジスタンス成分で表わしたグラフある。 組織と脈による血液の流入の関係を説明するための説明図である。 生体測定装置１及び２の構成を示すブロック図である。 計測部２００の構成を示すブロック図である。 脈によって変動する生体電気インピーダンスの一例を示す波形図である。 計測部３００の構成を示すブロック図である。 脈によって変動する生体電気インピーダンスの他の例を示す波形図である。

＜１．ヘマトクリットの算出原理＞
本発明の実施形態の説明に先立ち、血液を外部に取り出すことなくヘマトクリットを算出する方法の原理について説明する。
図１に血液の等価回路を示す。血液は血漿Ａと赤血球Ｂとに大別される。血漿Ａは、血液から赤血球などを除いた電解質の部分である。これに対して赤血球Ｂはヘモグロビンなどを赤血球膜で覆って形成される。血漿Ａは抵抗Ｒｅで表わすことができ、赤血球ＢはキャパシタンスＣｍと抵抗Ｒｉの直列で表わすことができる。
この等価回路によれば、周波数が低いとキャパシタンスＣｍのインピーダンスが大きくなり、血漿のみに電流が流れる。よって、血液のインピーダンスはレジスタンスＲｅが支配的になる。その一方、周波数が高いと、キャパシタンスＣｍのインピーダンスが小さくなり、血漿と赤血球に電流が流れる。よって、血液のインピーダンスはレジスタンスＲｅとＲｉの並列に近くなる。図２は、血液のインピーダンスの周波数変化をリアクタンス成分とレジスタンス成分で表わしたグラフある。

ヘマトクリットは血液に占める赤血球の容積の比である。ここで、血液量Ｖｂ、血漿量Ｖｐ、赤血球量Ｖｑとすれば、ヘマトクリットＨｃｔは以下に示す式１で与えられる。
Ｈｃｔ＝Ｖｑ／Ｖｂ＝（Ｖｂ−Ｖｐ）／Ｖｂ＝１−Ｖｐ／Ｖｂ……式１
面積Ｓ、長さＬ及び体積Ｖｂの血液において、抵抗率ρｂ及びインピーダンスＺ_Ｈの関係は以下に示す式２で与えられる。
Ｓ×Ｌ＝Ｖｂ＝ρｂ・Ｌ^２／Ｚ_Ｈ……式２
また、面積Ｓ、長さＬ及び体積Ｖｐの血漿において、抵抗率ρｐ及びインピーダンスＺ_Ｌの関係は以下に示す式３で与えられる。
Ｓ×Ｌ＝Ｖｐ＝ρｐ・Ｌ^２／Ｚ_Ｌ……式３
式２及び式３を式１に代入し、赤血球の内液と血漿の抵抗率はほぼ等しいことを考慮すると、式４を得ることができる。
Ｈｃｔ＝１−（ρｐ／ρｂ）（Ｚ_Ｈ／Ｚ_Ｌ）＝１−（Ｚ_Ｈ／Ｚ_Ｌ）……式４
上述したように血漿のインピーダンスは低周波数で血液のインピーダンスを測定すれば求まり、血液のインピーダンスは高周波数で測定すれば求めることができる。よって、血液のインピーダンスを低周波数と高周波数とで測定すれば、式４よりヘマトクリットを算出することができる。

しかしながら、血液のインピーダンスを測定するためには、採血によって体外に血液を取り出すか、電極を体内に差し込む必要がある。いずれの場合も痛みを伴う。また、ヘマトクリットは貧血の指標として用いられるが、採血すれば貧血の症状がより悪化するため好ましくない。
そこで、本発明は、非観血で血液の情報を把握するため、脈波に同期した生体電気インピーダンスの変動に着目する。生体電気インピーダンスは、例えば、足裏のつま先から踵に電流を流し、足裏の動脈が通っている部分に一対の電圧電極（入力電極）を配置し、電圧を観測する。
この場合、一対の電圧電極の間には、図３に示すように組織と血液が存在する。ここで、脈動があると、組織に血液が流入する。すなわち、図３（Ａ）に示す状態から同図（Ｂ）に示す状態に変化する。図３（Ａ）と図３（Ｂ）から明らかなように、血液の流入前後で組織の体積Ｖｔや抵抗率ρｔは変化しない。変化するのは、血液の体積が血液の流入によってΔＶｂだけ増加した点である。つまり、生体電気インピーダンスの変化分は血液量の変化分ΔＶに対応するものである。

図３において、面積Ｓ、長さＬ及び体積Ｖの対象において、抵抗率ρ及びインピーダンスＺの関係は以下に示す式５で与えられる。
Ｓ×Ｌ＝Ｖ＝ρ・Ｌ^２／Ｚ……式５
電極の位置は固定であるから、
Ｓ∝Ｖ∝ρ／Ｚ＝ρＹ
Ｙ＝Ｖ／ρ
となる。但し、Ｙはアドミタンスである。アドミタンスの変化量をΔＹとすれば、
ΔＹ＝（Ｖｔ／ρｔ+（Ｖｂ／ρｂ＋ΔＶｂ／ρｂ））−（Ｖｔ／ρｔ+Ｖｂ／ρｂ）
＝ΔＶｂ／ρｂ
よって、式６が成立する。
１／ΔＺ＝ΔＶｂ／ρｂ
ΔＺ＝ρｂ／ΔＶｂ……式６

式６においてΔＺは足裏の動脈が通っている部分の生体電気インピーダンスの変動量である。つまり、組織と血液との生体電気インピーダンスの変動量であるが、図３（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、変動量は血液のみに起因し、組織の成分はそこに反映されない。
よって、生体の部位間の生体電気インピーダンスの変動量を計測することによって、血液の生体電気インピーダンスの変動量のみを知ることができる。これは、式６からも明らかである。

一方、ヘマトクリットＨｃｔは式４に示すように、高周波数における血液の生体電気インピーダンスＺ_Ｈと低周波数における血液の生体電気インピーダンスＺ_Ｌとの比に基づいて求めることができる。上述したように血液の生体電気インピーダンスは生体部位間の生体電気インピーダンスの変動量で求めることができる。
よって、低周波数における生体部位間の生体電気インピーダンスの変動量をΔＺ_Ｌ、高周波数における生体部位間の生体電気インピーダンスの変動量をΔＺ_Ｈとしたとき、ヘマトクリットＨｃｔは、以下に示す式７で与えられる。
Ｈｃｔ＝１−（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）……式７
つまり、ヘマトクリットＨｃｔは、ΔＺ_ＬとΔＺ_Ｈとの比に基づいて求めることができる。したがって、血液を体外にとり出さなくてもヘマトクリットＨｃｔを測定することが可能となる。

＜２．第１実施形態＞
図４は、本発明の第１実施形態に係る生体測定装置１の構成を示すブロック図である。この生体測定装置１は、体重、体脂肪率、及びヘマトクリットといった生体の状態を測定するものである。
生体測定装置１は、体重を測定すると共に装置全体の動作を管理する管理部１００と、被験者の各部位の生体電気インピーダンスやヘマトクリットを計測する計測部２００とを備える。管理部１００は、体重計１１０、第１記憶部１２０、第２記憶部１３０、音声処理部１４０、スピーカ１４５、入力部１５０、並びに表示部１６０を備える。これらの構成要素は、バスを介してＣＰＵ（Central Processing Unit）１７０と接続されている。ＣＰＵ１７０は、装置全体を制御する制御中枢として機能する。なお、ＣＰＵ１７０は図示せぬクロック信号発生回路からクロック信号の供給を受けて動作する。また、各構成要素には図示せぬ電源スイッチがオン状態になると、電源回路から電源が供給される。

体重計１１０は、被験者の体重を測定して体重データを、バスを介してＣＰＵ１７０に出力する。第１記憶部１２０は、不揮発性のメモリであって、例えばＲＯＭ（Read Only Memory）で構成される。第１記憶部１２０には、装置全体を制御する制御プログラムが記憶されている。ＣＰＵ１７０は、制御プログラムに従って各部を制御する。

第２記憶部１３０は、揮発性のメモリであり、例えば、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）等によって構成される。第２記憶部１３０はＣＰＵ１７０の作業領域として機能し、ＣＰＵ１７０が所定の演算を実行する際にデータを記憶する。また、音声処理部１４０は、ＣＰＵ１７０の制御の下、音声データをＤＡ変換して得た音声信号を増幅してスピーカ１４５に出力する。スピーカ１４５は増幅された音声信号を振動に変換して放音する。これによって、各種の情報を被験者に知らせることができる。

入力部１５０は、各種のスイッチから構成され、被験者がスイッチを操作すると、身長、年齢、及び性別といった情報が入力される。表示部１６０は、体重、体脂肪、あるいはヘマトクリットといった測定結果、又は被験者に各種の情報の入力を促すメッセージを表示する機能を有する。表示部１６０は、例えば、液晶表示装置などで構成される。次に、計測部２００は、ＣＰＵ１７０の制御の下、生体電気インピーダンスなどを測定する。

図５に示すように、計測部２００は、第１信号Ｓ１を発生する低周波数信号発生部２１１と第２信号Ｓ２を発生する高周波数信号発生部２１２とを備える。第１信号Ｓ１と第２信号Ｓ２とは、共に正弦波の信号である。そして、第２信号Ｓ２の周波数ｆ２は第１信号Ｓ１の周波数ｆ１より高い。例えば、第１信号Ｓ１の周波数ｆ１は５ＫＨｚであり、第２信号Ｓ２の周波数ｆ２は２０ＭＨｚである。低周波数と高周波数との設定は、ヘマトクリットが測定できるように選択される。この点については、後述する。

加算部２１３は第１信号Ｓ１と第２信号Ｓ２とを加算する。加算部２１３には、２つの周波数の信号を多重する周波数多重の機能がある。加算部２１３の出力信号は、差動形式の信号を出力する増幅回路２１４を介して第１電流電極２２０ａ及び第２電流電極２２０ｂに供給される。
ここで、第１電流電極２２０ａ及び第２電流電極２２０ｂを介して出力される信号は、定電圧信号であるが、定電流信号としてもよい。ただし、実際には、２０ＭＨｚの周波数成分を有する信号を定電流で駆動することは容易ではないので、定電圧で駆動することが好ましい。

次に、計測部２００は、第１電圧電極２３０ａ及び第２電圧電極２３０ｂと差動増幅回路２４１を備える。差動増幅回路２４１は、第１電圧電極２３０ａ及び第２電圧電極２３０ｂを介して供給される入力信号を増幅して出力信号を生成する。第１電流電極２２０ａ及び第２電流電極２２０ｂを介して生体に供給される出力信号は定電圧であるから、入力信号は電流の形式で与えられる。なお、この出力信号が定電流であれば、入力信号は電圧の形式で与えられる。
このように第１電流電極２２０ａ及び第２電流電極２２０ｂは一対の出力電極として機能し、第１電圧電極２３０ａ及び第２電圧電極２３０ｂは一対の入力電極として機能する。そして、出力電極から出力される信号の形式と、入力電極に入力される信号の形式とは、電流・電圧のいずれであってもよい。

差動増幅回路２４１の出力信号は、周波数多重された信号となっている。周波数分離フィルタ２４２は、差動増幅回路２４１の出力信号を周波数分離するために用いられる。この周波数分離フィルタ２４２は、周波数ｆ１を通過させ周波数ｆ２を減衰させるローパスフィルタと周波数ｆ２を通過させ周波数ｆ１を減衰させるハイパスフィルタで構成してもよいし、あるいは、周波数ｆ１の成分を抽出するバンドパスフィルタと周波数ｆ２の成分を抽出するバンドパスフィルタとで構成してもよい。
周波数分離フィルタ２４２は、周波数ｆ１に対応する第３信号Ｓ３と周波数ｆ２に対応する第４信号Ｓ４とを出力する。両信号は、第１電圧電極２３０ａと第２電圧電極２３０ｂとの間の電圧値を示す信号であり、第３信号Ｓ３は周波数ｆ１に対応する電圧値を、第４信号Ｓ４は周波数ｆ２に対応する電圧値を示す。

また、計測部２００は、基準抵抗２１５及び２１６と、差動増幅回路２１７、２１８及び２４３とを備える。基準抵抗２１５は、増幅回路２１４と第１電流電極２２０ａとの間に介挿され、基準抵抗２１６は、第２電流電極２２０ｂと増幅回路２１４との間に介挿されている。差動増幅回路２１７は、基準抵抗２１５の両端から供給される入力信号を増幅して出力信号を生成し、差動増幅回路２１８は、基準抵抗２１６の両端から供給される入力信号を増幅して出力信号を生成する。これらの出力信号の位相は１８０度ずれており信号レベルが反転している。差動増幅回路２４３は、差動増幅回路２１７及び２１８から供給される信号の差分を出力信号として生成する。これにより、差動増幅回路２４３の出力信号の振幅を大きくすることができる。

差動増幅回路２４３の出力信号は、周波数多重された信号となっている。周波数分離フィルタ２４４は、差動増幅回路２４３の出力信号を周波数分離するために用いられるものであり、その構成は周波数分離フィルタ２４２と同様である。周波数分離フィルタ２４４は、周波数ｆ１に対応する第５信号Ｓ５と周波数ｆ２に対応する第６信号Ｓ６とを出力する。両信号は、第１電圧電極２３０ａと第２電圧電極２３０ｂとの間の電流値を示す信号であり、第５信号Ｓ５は周波数ｆ１に対応する電流値を、第６信号Ｓ６は周波数ｆ２に対応する電流値を示す。

なお、増幅回路２１４と第１電流電極２２０ａとの間と、第２電流電極２２０ｂと増幅回路２１４との間との両方に基準抵抗を介挿したのは、ＳＮ比を向上させて電流値の測定の精度を高めるためであり、その必要がなければ、いずれか一方のみに基準抵抗を介挿するようにしてもよい。この場合、差動増幅回路２１７及び２１８の一方は不要となる。

計測部２００では、インピーダンス演算部ＩＰＧ１及びＩＰＧ２、脈波解析部ＭＳ１及びＭＳ２、並びにヘマトクリット演算部２４５を含む演算部が、第３信号Ｓ３、第４信号Ｓ４、第５信号Ｓ５及び第６信号Ｓ６を用いて、ヘマトクリットＨｃｔを算出する。この演算部は、ハードウエアで構成されてもよいが、本実施形態ではＤＳＰ（Digital Signal Processor）とそのプログラムによって構成される。ヘマトクリットＨｃｔは周波数ｆ１での生体電気インピーダンスと周波数ｆ２での生体電気インピーダンスに基づいて生成される。
生体電気インピーダンスの測定には、どのような手法を用いてもよい。測定の手法はアナログ方式とデジタル方式に大別される。アナログ方式では、例えば、第３信号Ｓ３、第４信号Ｓ４、第５信号Ｓ５及び第６信号Ｓ６を各々全波整流し、その結果を平均化することによって、インピーダンスを算出する手法がある。また、他のアナログ方式としては、正弦波のピークを検出し、これに基づいてインピーダンスを算出する手法がある。いずれの手法においても、高周波数での信号処理に伴う歪が問題となる。
一方、デジタル方式には、アンダーサンプリングとＤＦＴ（Discrete Fourier Transform）とを組み合わせた手法の他に、高速サンプリングとＤＦＴとを組み合わせた手法や、正弦波に同期したピーク検出の手法がある。高速サンプリングとＤＦＴとを組み合わせた手法は、第４信号Ｓ４及び第６信号Ｓ６を周波数ｆ２の２倍以上の周波数でサンプリングする必要があるため、超高速なＡＤ変換回路が必要となる。一方、正弦波に同期したピーク検出では、正確にピークを検出する必要があるところ、高周波では正確なピーク検出が困難である。
そこで、本実施形態では、アンダーサンプリングとＤＦＴとを組み合わせた手法を採用する。インピーダンス演算部ＩＰＧ１及びＩＰＧ２は生体電気インピーダンスを演算により求める。

生体電気インピーダンスは、短い時間で見ると脈に同期して変動する。インピーダンス演算部ＩＰＧ１は、第３信号Ｓ３及び第５信号Ｓ５に基づいて、脈に同期して変動する周波数ｆ１における生体電気インピーダンスＺ１を算出する一方、インピーダンス演算部ＩＰＧ２は、第４信号Ｓ４及び第６信号Ｓ６に基づいて、脈に同期して変動する周波数ｆ２における生体電気インピーダンスＺ２を算出する。図６に脈に同期して変化する生体電気インピーダンスＺ１及びＺ２の一例を示す。

この図に示すように、低周波数ｆ１における生体電気インピーダンスＺ１は、Ｚａ１とＺｂ１との合計で表わすことができる。生体電気インピーダンスを組織と血液とに大別して考えると、Ｚａ１は、組織の低周波数ｆ１における生体電気インピーダンスであり、Ｚｂ１が血液の低周波数ｆ１における生体電気インピーダンスである。一方、Ｚａ２は、組織の高周波数ｆ２における生体電気インピーダンスであり、Ｚｂ２が血液の高周波数ｆ２における生体電気インピーダンスである。また、Ｚｂ１は血液の中でも血漿に対応するインピーダンスを表しており、Ｚｂ２は、血漿と赤血球を含む血液全体のインピーダンスを表している。

なお、Ｚａ１とＺａ２とが等しくないのは、組織を構成する細胞も、赤血球と同様に、キャパシタンスと抵抗の直列で表わされるからである。つまり、Ｚ１は、脈動によって組織に流入した血液の量が最少のときの細胞外液（間質液）の生体電気インピーダンスであるのに対して、Ｚ２は、脈動によって組織に流入した血液の量が最少のときの細胞外液および細胞（細胞内液）の生体電気インピーダンスであるから、Ｚａ２は細胞の分だけＺａ１よりも小さくなるのである。

脈波解析部ＭＳ１及びＭＳ２は、生体電気インピーダンスＺ１及びＺ２について、脈波の解析を実行して、Ｚｂ１とＺｂ２とを各々特定する。具体的には、時刻ｔ０におけるＺ１（以下、Ｚ１（ｔ０）と表記する）及びＺ２（以下、Ｚ２（ｔ０）と表記する）と、時刻ｔ１におけるＺ１（以下、Ｚ１（ｔ１）と表記する）及びＺ２（以下、Ｚ２（ｔ１）と表記する）とを求める。この例では、脈波が最小となるタイミングをｔ０、脈波が最大となるタイミングをｔ１に選んでいる。このようにｔ０とｔ１を選定することによって、Ｚｂ１及びＺｂ２を大きな振幅で取り出すことができる。これにより、ＳＮ比を向上させて測定の精度を高めることが可能となる。最小と最大のタイミングは、Ｚ１とＺ２とを１回の脈波分だけ記憶し、記憶内容を検索することによって特定することができる。なお、ｔ０とｔ１のタイミングは必ずしも脈波の最小と最大のタイミングに一致しなくてもよい。

脈波解析部ＭＳ１は、時刻ｔ１におけるＺ１（ｔ１）と時刻ｔ０におけるＺ１（ｔ０）との差分を第１差分値として算出し、これを第１の変動量ΔＺ_Ｌとして出力する。また、脈波解析部ＭＳ２は、時刻ｔ１におけるＺ２（ｔ１）と時刻ｔ０におけるＺ２（ｔ０）との差分を第２差分値として算出し、これを第２の変動量ΔＺ_Ｈとして出力する。
ΔＺ_Ｌ＝Ｚ１（ｔ１）−Ｚ１（ｔ０）
ΔＺ_Ｈ＝Ｚ２（ｔ１）−Ｚ２（ｔ０）
すなわち、脈波解析部ＭＳ１及びＭＳ２は、生体電気インピーダンスＺ１及びＺ２の各々について、あるタイミング（ｔ０）と他のタイミング（ｔ１）における差分を各々算出する。ここで、ΔＺ_Ｈは血液のインピーダンスに対応しており、ΔＺ_Ｌは血漿のインピーダンスに対応している。
次に、ヘマトクリット演算部２４５は、上述した式７に示すようにＨｃｔ＝１−（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）を計算して、ヘマトクリットＨｃｔを演算している。

以上説明したように、本実施形態によれば、血液を体外に取り出すことなく、ヘマトクリットＨｃｔを測定することが可能となる。
ところで、本実施形態では、周波数ｆ１で生体電気インピーダンスＺ１を測定する第１処理と、周波数ｆ２で生体電気インピーダンスＺ２を測定する第２処理とを同時に実行するため、構成が大規模になっている。しかし、第１処理と第２処理とを同時に実行しなくとも、ヘマトクリットＨｃｔを測定することは可能である。ここで、第１処理と第２処理とを異なる時間に実行することによって構成を簡素とした第２実施形態について以下に説明する。

＜３．第２実施形態＞
本発明の第２実施形態に係る生体測定装置２の構成は、図４に示す通りである。ただし、この生体測定装置２は、計測部２００に代えて計測部３００を備える。計測部３００が計測部２００と異なる点は、図７に示すように、周波数分離フィルタ２４２及び２４４を備えない点と、加算部２１３及びヘマトクリット演算部２４５に代えて切換器２１９及びヘマトクリット演算部２４６を備える点と、インピーダンス演算部ＩＰＧ１及びＩＰＧ２に代えてインピーダンス演算部ＩＰＧを備える点と、脈波解析部ＭＳ１及びＭＳ２に代えて脈波解析部ＭＳを備える点である。

切換器２１９は、第１信号Ｓ１と第２信号Ｓ２とを時間Ｔ間隔で交互に切り換えて増幅回路２１４に供給する。つまり、本実施形態では、周波数ｆ１及び周波数ｆ２は同時に多重されることなく、時間的に分離される（時分割）。したがって、計測部３００では、周波数ｆ１で生体電気インピーダンスを測定する第１処理と、周波数ｆ２で生体電気インピーダンスを測定する第２処理とが時間Ｔ間隔で交互に行われる。

例えば、差動増幅回路２４１の出力信号Ｓ７は、周波数ｆ１に対応する電圧値を示す信号と周波数ｆ２に対応する電圧値を示す信号とが時間Ｔ間隔で切り換わる信号となり、差動増幅回路２４３の出力信号Ｓ８は、周波数ｆ１に対応する電流値を示す信号と周波数ｆ２に対応する電流値を示す信号とが時間Ｔ間隔で切り換わる信号となる。なお、時間Ｔは、脈の１周期以上であればよい。本実施形態では、人の安静時の脈拍数は一般に５０拍以上９０拍以下であることから、時間Ｔを０．８秒以上の固定長としているが、０．８秒以上や固定長に限るものではない。例えば、脈拍数を測定し、測定した脈拍数に基づいて、脈の１周期以上となるように時間Ｔを定めるようにしてもよい。あるいは、脈に同期して切り替えて切替器２１９を制御してもよい。

計測部３００では、インピーダンス演算部ＩＰＧ、脈波解析部ＭＳ及びヘマトクリット演算部２４６を含む演算部が、第７信号Ｓ７及び第８信号Ｓ８を用いて、ヘマトクリットＨｃｔを算出する。この演算部は、ハードウエアで構成されてもよいが、第１実施形態と同様にＤＳＰとそのプログラムによって構成される。また、この演算部における生体電気インピーダンスの測定には、原則として前述の任意の手法を用いることができるが、本実施形態では、第１実施形態と同様に、アンダーサンプリングとＤＦＴとを組み合わせた手法を採用し、この手法により、インピーダンス演算部ＩＰＧが生体電気インピーダンスを測定する。

インピーダンス演算部ＩＰＧは、第７信号Ｓ７及び第８信号Ｓ８に基づいて、生体電気インピーダンスを算出する。算出される生体電気インピーダンスの一例を図８に示す。この図に示すように、第１処理では、第７信号Ｓ７が周波数ｆ１に対応する電圧値を示す信号となるから、脈に同期して変動する周波数ｆ１における生体電気インピーダンスＺ１が算出される。一方、第２処理では、第８信号Ｓ８が周波数ｆ１に対応する電流値を示す信号となるから、第８信号Ｓ８が周波数ｆ２に対応する電流値を示す信号となるから、脈に同期して変動する周波数ｆ２における生体電気インピーダンスＺ２が算出される。

脈波解析部ＭＳは、第１処理に係る時間Ｔにおいてインピーダンス演算部ＩＰＧに算出された生体電気インピーダンスＺ１について、脈波の解析を実行して、第１の変動量ΔＺ_Ｌを算出する一方、第２処理に係る時間Ｔにおいてインピーダンス演算部ＩＰＧに算出された生体電気インピーダンスＺ２について、脈波の解析を実行して、第２の変動量ΔＺ_Ｈを算出する。第１及び第２の変動量の算出方法としては、例えば、脈の１周期における生体電気インピーダンスの最大値と最小値との差分を求める第１の方法と、生体電気インピーダンスを周波数解析して脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを求める第２の方法とがある。

本実施形態では、第１の方法を採用しており、脈波解析部ＭＳは、脈の１周期における生体電気インピーダンスＺ１の最大値と最小値との差分（第１差分値）を算出し、これをΔＺ_Ｌとして出力する一方、脈の１周期における生体電気インピーダンスＺ２の最大値と最小値との差分（第２差分値）を算出し、これをΔＺ_Ｈとして出力する。ただし、本実施形態では、図８に示すように、時間Ｔに複数周期の脈が含まれうる。この場合、脈波解析部ＭＳは、第１処理に係る複数周期の各々について第１差分値ΔＺ_Ｌ１、ΔＺ_Ｌ２、…を求め、これらの第１差分値の平均値を算出してΔＺ_Ｌとする一方、第２処理に係る複数周期の各々について第２差分値ΔＺ_Ｈ１、ΔＺ_Ｈ２、…を求め、これらの第２差分値の平均値を算出してΔＺ_Ｈとする。

一方、第２の方法を採用した場合には、脈波解析部ＭＳは、生体電気インピーダンスＺ１を周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを求め、これをΔＺ_Ｌとして出力する一方、生体電気インピーダンスＺ２を周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを求め、これをΔＺ_Ｈとして出力する。脈波の周波数成分には、基本波成分のみならず高調波成分も含まれる。最大のスペクトラムは、基本波成分に対応する。なお、ノイズが混入することによる誤動作を防止するため、脈波解析部ＭＳは、高周波数成分を減衰させる処理を実行することが好ましい。前述したように、人の安静時の脈拍数は一般に５０拍以上９０拍以下であるから、この処理では、０．８Ｈｚ程度から１．５Ｈｚ程度の周波数を通過させて他の周波数を減衰させることが好ましい。このような処理を経た信号に対して周波数解析を実行すると、ノイズを除去して、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを求めることが可能となる。

ヘマトクリット演算部２４６は、ヘマトクリット演算部２４５と同様に、Ｈｃｔ＝１−（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）を計算して、ヘマトクリットＨｃｔを演算する。ただし、本実施形態では、脈波解析部ＭＳからΔＺ_Ｌが出力されるタイミングと、ΔＺ_Ｈが出力されるタイミングとが異なるため、ヘマトクリット演算部２４６は、ΔＺ_ＬまたはΔＺ_Ｈを一時的に記憶するメモリを備えている。
このように、本実施形態によれば、血液を体外に取り出すことなく、ヘマトクリットＨｃｔを測定することが可能となる。

＜４．補足＞
ところで、組織への血液の流入量は、脈の周期毎に相違しうる。したがって、ヘマトクリットＨｃｔを高い精度で測定するという観点では、周波数ｆ１で生体電気インピーダンスＺ１を測定する第１処理と、周波数ｆ２で生体電気インピーダンスＺ２を測定する第２処理とを異なる時間に実行する第２実施形態よりも、第１処理と第２処理とを同時に実行する第１実施形態の方が優れている。しかも、第１実施形態では、脈波解析部ＭＳ１が時刻ｔ０におけるＺ１と時刻ｔ１におけるＺ１との差分をΔＺ_Ｌとして出力し、脈波解析部ＭＳ２が時刻ｔ０におけるＺ２と時刻ｔ１におけるＺ２との差分をΔＺ_Ｈとして出力する。つまり、同一の時間におけるインピーダンスの変動量の比に基づく演算によってヘマトクリットＨｃｔが計測される。また、時刻ｔ０は脈の１周期においてＺ１（Ｚ２）が最小となる時刻であり、時刻ｔ１は脈の１周期においてＺ１（Ｚ２）が最大となる時刻であるから、ＳＮ比が向上する。よって、第１実施形態によれば、極めて高い精度での計測が可能となる。

一方、第２実施形態によれば、第１差分値の平均値がΔＺ_Ｌとなり、第２差分値の平均値がΔＺ_Ｈとなるから、脈が突発的に変化しても、この変化による影響を抑制することができる。もちろん、第１実施形態を変形し、脈波解析部ＭＳ１が第１差分値の平均値を第１の変動量として出力し、脈波解析部ＭＳ２が第２差分値の平均値を第２の変動量として出力するようにしてもよい。

なお、上述した各実施形態では、血液の成分を示す指標の一例としてヘマトクリットＨｃｔを取り上げたが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）といった指標であってもよい。ヘマトクリットＨｃｔや（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）は、貧血の程度を示す指標と捉えることができる。
また、体脂肪率などの生体の状態を計測する場合に、１つ周波数で生体電気インピーダンスを測定するのであれば、この周波数と低周波数ｆ１とを一致させ、信号Ｓ３を積分して生体電気インピーダンスの平均値を求め、これを用いて体脂肪率などの生体の状態を示す指標をＣＰＵ１７０で生成してもよい。この場合は、構成を兼用できるので装置を簡素化できると共に、ヘマトクリットＨｃｔと体脂肪率などの生体の状態とを同時に測定することができる。

１，２ 生体測定装置
２００，３００ 計測部
２１１ 低周波数信号発生部
２１２ 高周波数信号発生部
２１３ 加算部
２１９ 切換器
２４２ 周波数分離フィルタ
ＩＰＧ，ＩＰＧ１,ＩＰＧ２ インピーダンス演算部
ＭＳ，ＭＳ１,ＭＳ２ 脈波解析部
２４５，２４６ ヘマトクリット演算部

Claims (10)

1. 測定状態において生体の表面に接触する出力電極と入力電極とを備え、第１の周波数で前記生体の組織と血液とを含むインピーダンスを測定して第１のインピーダンスを出力し、前記第１の周波数より高い第２の周波数で前記生体の組織と血液を含むインピーダンスを測定して第２のインピーダンスを出力するインピーダンス測定部と、
   前記第１のインピーダンスの変動を解析して第１の変動量として出力する第１解析部と、
   前記第２のインピーダンスの変動を解析して第２の変動量として出力する第２解析部と、
   前記第１の変動量と前記第２の変動量との比に基づいて血液の成分を示す指標を生成する指標生成部と、
   を備えることを特徴とする生体測定装置。
2. 前記インピーダンス測定部は、前記第１の周波数で前記第１のインピーダンスを測定する第１処理と、前記第２の周波数で前記第２のインピーダンスを測定する第２処理とを異なる時間に実行することを特徴とする請求項１に記載の生体測定装置。
3. 前記第１解析部は、脈の１周期における前記第１のインピーダンスの最大値と最小値との差分である第１差分値を前記第１の変動量として出力し、
   前記第２解析部は、脈の１周期における前記第２のインピーダンスの最大値と最小値との差分である第２差分値を前記第２の変動量として出力する、
   ことを特徴とする請求項２に記載の生体測定装置。
4. 前記第１解析部は、前記第１のインピーダンスを周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを前記第１の変動量として出力し、
   前記第２解析部は、前記第２のインピーダンスを周波数解析し、脈に対応する最大のスペクトラムの大きさを前記第２の変動量として出力する、
   ことを特徴とする請求項２に記載の生体測定装置。
5. 前記インピーダンス測定部は、前記第１の周波数で前記第１のインピーダンスを測定する第１処理と、前記第２の周波数で前記第２のインピーダンスを測定する第２処理と同時に実行することを特徴とする請求項１に記載の生体測定装置。
6. 前記インピーダンス測定部は、
   前記第１の周波数の第１信号を発生する第１周波数発生部と、
   前記第２の周波数の第２信号を発生する第２周波数発生部と、
   前記第１信号と前記第２信号とを周波数多重して得た出力信号を前記出力電極に供給する周波数多重部と、
   前記入力電極を介して得た入力信号から、前記第１の周波数を有する第３信号と前記第２の周波数を有する第４信号とを分離する周波数分離部と、
   前記第３信号に基づいて前記第１のインピーダンスを出力する第１生成部と、
   前記第４信号に基づいて前記第２のインピーダンスを出力する第２生成部とを備える、
   ことを特徴とする請求項５に記載の生体測定装置。
7. 前記第１解析部は、第１の時刻における前記第１のインピーダンスと第２の時刻における前記第１のインピーダンスとの差分である第１差分値を前記第１の変動量として出力し、
   前記第２解析部は、前記第１の時刻における前記第２のインピーダンスと前記第２の時刻における前記第２のインピーダンスとの差分である第２差分値を前記第２の変動量として出力する、
   ことを特徴とする請求項５又は６に記載の生体測定装置。
8. 前記第１のインピーダンスは脈に同期して変動し、
   前記第１の時刻は、脈の１周期において、前記第１のインピーダンスが最小となる時刻であり、
   前記第２の時刻は、脈の１周期において、前記第１のインピーダンスが最大となる時刻である、
   ことを特徴とする請求項７に記載の生体測定装置。
9. 前記第１解析部は前記第１差分値の平均値を前記第１の変動量として出力し、前記第２解析部は前記第２差分値の平均値を前記第２の変動量として出力する、ことを特徴とする請求項３又は８に記載の生体測定装置。
10. 前記第１の変動量をΔＺ_Ｌ、前記第２の変動量をΔＺ_Ｈ、前記指標としてのヘマトクリットをＨｃｔとしたとき、前記指標生成部は、
    Ｈｃｔ＝１−（ΔＺ_Ｈ／ΔＺ_Ｌ）
    を演算して前記指標を生成することを特徴とする請求項１乃至９のうちいずれか１項に記載の生体測定装置。
    

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