JP3386120B2 - 多周波生体インピーダンスの表示方法及びその装置 - Google Patents
多周波生体インピーダンスの表示方法及びその装置Info
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- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
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Description
【発明の詳細な説明】
発明の背景
1.発明の分野
本発明は一般に複素正弦波インピーダンスの計測及び
表示のための方法に関し、特に、多くの周波数にわたる
生体組織内の複素正弦波電気インピーダンスの表示に関
する。
表示のための方法に関し、特に、多くの周波数にわたる
生体組織内の複素正弦波電気インピーダンスの表示に関
する。
2.発明の背景
物体についての複素インピーダンスとは、音響学的、
電気的さらには力学的技術分野において周知の概念をい
う。すなわち、物体のインピーダンスとは、普通、単一
の正弦周波数ωにおける物体の応答に対する刺激（moti
vating excitation）の比率として定義される。例え
ば、一定構造における複素力学インピーダンスＺは、正
弦波刺激力Ｆの、当該刺激力が加えられた点における当
該構造の正弦波速度Ｖに対する比率であり、 Ｚ（ω）＝Ｆ（ω,t）/V（ω,t）で表すことができ
る。
電気的さらには力学的技術分野において周知の概念をい
う。すなわち、物体のインピーダンスとは、普通、単一
の正弦周波数ωにおける物体の応答に対する刺激（moti
vating excitation）の比率として定義される。例え
ば、一定構造における複素力学インピーダンスＺは、正
弦波刺激力Ｆの、当該刺激力が加えられた点における当
該構造の正弦波速度Ｖに対する比率であり、 Ｚ（ω）＝Ｆ（ω,t）/V（ω,t）で表すことができ
る。
このような作用点におけるインピーダンスの複素性
は、ピーク正弦波速度Ｖのピーク正弦波刺激力Ｆに対す
る時間遅延ｄにより生じる。なお、このことは、通常、
以下の式により表現される。
は、ピーク正弦波速度Ｖのピーク正弦波刺激力Ｆに対す
る時間遅延ｄにより生じる。なお、このことは、通常、
以下の式により表現される。
上式中、ω＝ラジアン単位の角正弦周波数／秒であり、
ωｄ＝ラジアン単位のＦに対するＶの位相遅延である。
ωｄ＝ラジアン単位のＦに対するＶの位相遅延である。
このような単一の正弦周波数における物体の複素イン
ピーダンスの概念は、速度に対する力の力学的比率、変
位に対する圧力の音響学的比率、電流に対する電圧の電
気的比率に、熱流量に対する温度差異の熱的比率、磁界
に対する電界の電磁気学的比率等の技術分野において周
知の事象を表現することができる。
ピーダンスの概念は、速度に対する力の力学的比率、変
位に対する圧力の音響学的比率、電流に対する電圧の電
気的比率に、熱流量に対する温度差異の熱的比率、磁界
に対する電界の電磁気学的比率等の技術分野において周
知の事象を表現することができる。
このような技術分野において知られる物体の複素イン
ピーダンスの値を計測しかつ表示するための従来法で
は、単一正弦周波数で加えられる刺激に対する物体の応
答の計測を必要としていた。例えば、物体の電気的複素
インピーダンスは、一定の正弦波電圧を物体に加えた
後、これにより生じた当該物体中に流れる正弦波電流を
計測することによって決定することができる。すなわ
ち、当該物体の電気的インピーダンスの大きさは当該電
圧と電流の二乗平均平方根（RMS）の値の比として決定
され、また、該物体インピーダンスの位相角は当該ピー
ク正弦波電圧に対するピーク正弦波電流のラジアン単位
の遅延として決定される。したがって、該複素物体イン
ピーダンスの実数成分及び虚数成分はこれらインピーダ
ンスの大きさと位相角により以下の式に基づいて定めら
れる。
ピーダンスの値を計測しかつ表示するための従来法で
は、単一正弦周波数で加えられる刺激に対する物体の応
答の計測を必要としていた。例えば、物体の電気的複素
インピーダンスは、一定の正弦波電圧を物体に加えた
後、これにより生じた当該物体中に流れる正弦波電流を
計測することによって決定することができる。すなわ
ち、当該物体の電気的インピーダンスの大きさは当該電
圧と電流の二乗平均平方根（RMS）の値の比として決定
され、また、該物体インピーダンスの位相角は当該ピー
ク正弦波電圧に対するピーク正弦波電流のラジアン単位
の遅延として決定される。したがって、該複素物体イン
ピーダンスの実数成分及び虚数成分はこれらインピーダ
ンスの大きさと位相角により以下の式に基づいて定めら
れる。
抵抗＝Re［Ｚ］＝Ｒ＝|Z|cosθ、θ＝ωｄ
リアクタンス＝Im［Ｚ］＝Ｘ＝|Z|sinθ
インピーダンス＝Ｚ＝Ｒ＋iX
しかしながら、このような従来周知の方法において当
該複素物体インピーダンスを計測し表示する場合には、
エラーや不明瞭さにつながる多くの問題がある。その中
で、最も重要な問題は、この複素インピーダンスが単一
の正弦周波数において決定されなければならないという
必要性であった。つまり、刺激や応答信号に他の周波数
成分が含まれると、結果として表示される複素インピー
ダンス中にエラーが生じることになる。そこで、当業者
間においては、このような望ましからぬ信号成分から生
じるエラーを最小にするために、幾種類かのアナログフ
ィルター技法や特殊な刺激信号の発生方法が提案されて
いる。しかしながら、アナログフィルター装置は校正誤
差や熱的ドリフト等の問題を引き起こしやすく、これら
は当該刺激信号や応答信号内の振幅エラーや位相エラー
につながる。さらに、このような位相エラーはしばしば
リアクタンス（虚数部インピーダンス）が高い値の場合
に深刻となり、計測した複素インピーダンスの特性を完
全に圧倒するものになり得る。
該複素物体インピーダンスを計測し表示する場合には、
エラーや不明瞭さにつながる多くの問題がある。その中
で、最も重要な問題は、この複素インピーダンスが単一
の正弦周波数において決定されなければならないという
必要性であった。つまり、刺激や応答信号に他の周波数
成分が含まれると、結果として表示される複素インピー
ダンス中にエラーが生じることになる。そこで、当業者
間においては、このような望ましからぬ信号成分から生
じるエラーを最小にするために、幾種類かのアナログフ
ィルター技法や特殊な刺激信号の発生方法が提案されて
いる。しかしながら、アナログフィルター装置は校正誤
差や熱的ドリフト等の問題を引き起こしやすく、これら
は当該刺激信号や応答信号内の振幅エラーや位相エラー
につながる。さらに、このような位相エラーはしばしば
リアクタンス（虚数部インピーダンス）が高い値の場合
に深刻となり、計測した複素インピーダンスの特性を完
全に圧倒するものになり得る。
このような複素インピーダンスの正確な表示について
の他の重要な制限についてもまた当業界において周知で
ある。すなわち、高いインピーダンス値の場合は、大き
な刺激信号と極めて小さな応答信号との間の比における
決定が必要とされ、このことにより、微小な応答信号に
おけるノイズの存在から生じるエラーが顕著になる。そ
こで、当業者間においては、このようなノイズの影響を
解消するべく極めて高い刺激信号振幅を使用することが
提案されたが、逆に、高いレベルの刺激信号はこれを印
加する物体を損傷し破壊するおそれがある。さらに、こ
のことは計測される物体が実際に生きている生体組織で
ある場合に特に問題となる。
の他の重要な制限についてもまた当業界において周知で
ある。すなわち、高いインピーダンス値の場合は、大き
な刺激信号と極めて小さな応答信号との間の比における
決定が必要とされ、このことにより、微小な応答信号に
おけるノイズの存在から生じるエラーが顕著になる。そ
こで、当業者間においては、このようなノイズの影響を
解消するべく極めて高い刺激信号振幅を使用することが
提案されたが、逆に、高いレベルの刺激信号はこれを印
加する物体を損傷し破壊するおそれがある。さらに、こ
のことは計測される物体が実際に生きている生体組織で
ある場合に特に問題となる。
また、当該複素物体インピーダンスにおける単一周波
数依存性から生じる他の問題としては、広い周波数域に
おける幾つかの周波数による複素物体インピーダンスの
測定が困難なことである。すなわち、この場合、正弦波
の純度を確保するために信号フィルターが必要となる
が、これらのフィルターを他の正弦周波数におけるイン
ピーダンス表示を可能にするためにそれぞれ復帰しなけ
ればならない。また、アナログフィルターが復帰できる
周波数の領域は極めて狭く、数オクターブであることも
しばしばである。さらに、これら個々の信号フィルター
を各計測周波数に対して備えることは可能ではあるが、
任意の特定状況において当該複素物体インピーダンスの
表示を可能にすることを考えると、このような手法は使
用できる周波数の数を大幅に制限することになる。
数依存性から生じる他の問題としては、広い周波数域に
おける幾つかの周波数による複素物体インピーダンスの
測定が困難なことである。すなわち、この場合、正弦波
の純度を確保するために信号フィルターが必要となる
が、これらのフィルターを他の正弦周波数におけるイン
ピーダンス表示を可能にするためにそれぞれ復帰しなけ
ればならない。また、アナログフィルターが復帰できる
周波数の領域は極めて狭く、数オクターブであることも
しばしばである。さらに、これら個々の信号フィルター
を各計測周波数に対して備えることは可能ではあるが、
任意の特定状況において当該複素物体インピーダンスの
表示を可能にすることを考えると、このような手法は使
用できる周波数の数を大幅に制限することになる。
加えて、このようなアナログ信号フィルター処理及び
当該手法に使用される表示成分は動作領域における熱的
変化及び変形から生じる校正ドリフトを引き起こしやす
い。したがって、このような状態においては、当該複素
インピーダンスの表示エラーを最小にするための再校正
処理が頻繁に必要となり、それゆえ、数種の周波数にお
ける複素物体インピーダンスの迅速で効果的な計測が困
難になる。
当該手法に使用される表示成分は動作領域における熱的
変化及び変形から生じる校正ドリフトを引き起こしやす
い。したがって、このような状態においては、当該複素
インピーダンスの表示エラーを最小にするための再校正
処理が頻繁に必要となり、それゆえ、数種の周波数にお
ける複素物体インピーダンスの迅速で効果的な計測が困
難になる。
また、当該技術分野において知られる平衡ブリッジイ
ンピーダンス計測法は上記の信号比計測法における欠陥
の多くを解消することができるが、同平衡ブリッジ技法
においては、極めて良好にキャリブレート処理されたイ
ンピーダンス基準が必要とされ、電気的インピーダンス
の決定及び表示への適用において制約を受ける。さら
に、これら基準となるアナログブリッジ成分は信号振幅
に対して線形に推定されるが、このような推定は多くの
仕様において不正確となる。したがって、当該推定は刺
激信号レベルにおける変化に判って生じる複素物体イン
ピーダンスの表示エラーにつながる。最後に、当該平衡
ブリッジ技法は広い周波数領域における複素インピーダ
ンスの正確な決定には向いておらず、実際、単一の刺激
信号振幅における単一の正弦波校正周波数についてしば
しば制約を受ける。
ンピーダンス計測法は上記の信号比計測法における欠陥
の多くを解消することができるが、同平衡ブリッジ技法
においては、極めて良好にキャリブレート処理されたイ
ンピーダンス基準が必要とされ、電気的インピーダンス
の決定及び表示への適用において制約を受ける。さら
に、これら基準となるアナログブリッジ成分は信号振幅
に対して線形に推定されるが、このような推定は多くの
仕様において不正確となる。したがって、当該推定は刺
激信号レベルにおける変化に判って生じる複素物体イン
ピーダンスの表示エラーにつながる。最後に、当該平衡
ブリッジ技法は広い周波数領域における複素インピーダ
ンスの正確な決定には向いておらず、実際、単一の刺激
信号振幅における単一の正弦波校正周波数についてしば
しば制約を受ける。
さらに、当分野において周知の他の問題としては、π
/2ラジアン（90゜）に接近する角度におけるインピーダ
ンス位相角における微小誤差の影響により生じるものが
ある。すなわち、このような位相角においてはその正接
（タンジェント）関数が無限に近付き、而して、当該位
相角における極めて微小の誤差も当該複素インピーダン
ス成分の一方または両方において極めて大きな誤差を引
き起こすことになる。このような問題を解消するため
に、当業者により多くの優れた技法が提案されてきた
が、多くのものは回路を流れる電気の実数成分と虚数成
分との間の熱的識別に依存しており、複数の周波数領域
に及ぶ使用や非電気的インピーダンスの計測についての
仕様には不適である。
/2ラジアン（90゜）に接近する角度におけるインピーダ
ンス位相角における微小誤差の影響により生じるものが
ある。すなわち、このような位相角においてはその正接
（タンジェント）関数が無限に近付き、而して、当該位
相角における極めて微小の誤差も当該複素インピーダン
ス成分の一方または両方において極めて大きな誤差を引
き起こすことになる。このような問題を解消するため
に、当業者により多くの優れた技法が提案されてきた
が、多くのものは回路を流れる電気の実数成分と虚数成
分との間の熱的識別に依存しており、複数の周波数領域
に及ぶ使用や非電気的インピーダンスの計測についての
仕様には不適である。
さらに、従前のインピーダンス計測及び表示技法にお
ける他の問題として、広く分離した複数の周波数におい
てインピーダンスを同時に計測することが困難であるこ
とが挙げられる。この問題は刺激信号の供与により被測
定対象物のインピーダンス特性が変化する場合に起こ
る。さらに、このような場合の周知の一例として、物体
の電圧印加に応じて温度を上昇する傾向が挙げられる。
つまり、当該複素物体インピーダンスが物体の温度の関
数である場合、異なる二つの周波数において同時にイン
ピーダンスを計測することが困難なために、一の周波数
における複素インピーダンスの測定と他の一の周波数に
おける当該複素インピーダンスの測定との間に物体が加
熱されて後者の測定に誤差が生じることになる。このよ
うな複数の正弦周波数における複素物体インピーダンス
の同時測定を実行する一案として、複数のインピーダン
ス測定及び表示装置を使用することが挙げられるが、こ
の方法は手間がかかり、大多数の計測周波数を使用する
場合には実用的でない。
ける他の問題として、広く分離した複数の周波数におい
てインピーダンスを同時に計測することが困難であるこ
とが挙げられる。この問題は刺激信号の供与により被測
定対象物のインピーダンス特性が変化する場合に起こ
る。さらに、このような場合の周知の一例として、物体
の電圧印加に応じて温度を上昇する傾向が挙げられる。
つまり、当該複素物体インピーダンスが物体の温度の関
数である場合、異なる二つの周波数において同時にイン
ピーダンスを計測することが困難なために、一の周波数
における複素インピーダンスの測定と他の一の周波数に
おける当該複素インピーダンスの測定との間に物体が加
熱されて後者の測定に誤差が生じることになる。このよ
うな複数の正弦周波数における複素物体インピーダンス
の同時測定を実行する一案として、複数のインピーダン
ス測定及び表示装置を使用することが挙げられるが、こ
の方法は手間がかかり、大多数の計測周波数を使用する
場合には実用的でない。
さらに、上記及びその他の複素物体インピーダンスの
正確な表示における問題が被測定対象物が生体組織の場
合に顕著となる。このような生体組織における複素電気
インピーダンスの計測や表示については1800年代後期か
ら関心が持たれてきており、1921年までには、生体細胞
が比較的浸透性の無い電導性の劣る膜によって囲まれた
電導性のよい内部を有することが十分に支持されるよう
になった。その後、1925年には、フリッケが、低周波数
電流（LF）においては膜の高い電気容量によって細胞の
電導性が全くなくなることを報告している（Fricke,H.,
「分散システムにおける電気的伝導性及び容量の数学的
処理」,Phys.Rev.26:678〜681,1925）。つまり、フリッ
ケは、導通が主に細胞外流体（ECF）区分中において起
こり、充分高い周波数（HF）になると、電流が当該細胞
膜の中を分流して、該ECF及び細胞内流体（ICF）の両方
に流れると論じている。
正確な表示における問題が被測定対象物が生体組織の場
合に顕著となる。このような生体組織における複素電気
インピーダンスの計測や表示については1800年代後期か
ら関心が持たれてきており、1921年までには、生体細胞
が比較的浸透性の無い電導性の劣る膜によって囲まれた
電導性のよい内部を有することが十分に支持されるよう
になった。その後、1925年には、フリッケが、低周波数
電流（LF）においては膜の高い電気容量によって細胞の
電導性が全くなくなることを報告している（Fricke,H.,
「分散システムにおける電気的伝導性及び容量の数学的
処理」,Phys.Rev.26:678〜681,1925）。つまり、フリッ
ケは、導通が主に細胞外流体（ECF）区分中において起
こり、充分高い周波数（HF）になると、電流が当該細胞
膜の中を分流して、該ECF及び細胞内流体（ICF）の両方
に流れると論じている。
その後、種々の細胞、サスペンジョン、繊維、卵及び
その他の組織についての複素インピーダンス計測によ
り、生体構成材料の特性が得られた。この中で特に重要
なものは、細胞膜キャパシタンス、ベータ分散領域、細
胞サスペンジョンの場合の付加的分散領域、及び当該イ
ンピーダンス計測データを解析するためのマクスウェル
の混合理論等の発見である。
その他の組織についての複素インピーダンス計測によ
り、生体構成材料の特性が得られた。この中で特に重要
なものは、細胞膜キャパシタンス、ベータ分散領域、細
胞サスペンジョンの場合の付加的分散領域、及び当該イ
ンピーダンス計測データを解析するためのマクスウェル
の混合理論等の発見である。
一般に、すべての細胞及び組織は周波数（α、β及び
γ）に対して三種類の主分散領域を提示するものと考え
られている。ただし、この中で特に関心あるものは中央
のβ−分散領域であり、該分散領域は細胞膜の誘電容量
により説明されるものである。また、α及びγ領域は表
面コンダクタンスと細胞内成分とに帰されるものであ
る。等該β領域は単純若しくは複素等価回路形式のいず
れでも表現することができ、ここでは、並列抵抗（RP）
が細胞外流体（Recw）を反映し、また、直列要素として
細胞内流体抵抗（Ricw）と細胞膜キャパシタンス（CM）
が相当する。なお、当該マクスウェル解析において使用
する等価回路は、コール（Cole,K.S.,「膜、イオン及び
インパルス」,University Press,Berkeley,1968）によ
れば、印加周波数の変化時におけるインピーダンスの実
数及び虚数成分の間に半回路関係（インピーダンス及び
アドミッタンス位置）を供与する必要がある。
γ）に対して三種類の主分散領域を提示するものと考え
られている。ただし、この中で特に関心あるものは中央
のβ−分散領域であり、該分散領域は細胞膜の誘電容量
により説明されるものである。また、α及びγ領域は表
面コンダクタンスと細胞内成分とに帰されるものであ
る。等該β領域は単純若しくは複素等価回路形式のいず
れでも表現することができ、ここでは、並列抵抗（RP）
が細胞外流体（Recw）を反映し、また、直列要素として
細胞内流体抵抗（Ricw）と細胞膜キャパシタンス（CM）
が相当する。なお、当該マクスウェル解析において使用
する等価回路は、コール（Cole,K.S.,「膜、イオン及び
インパルス」,University Press,Berkeley,1968）によ
れば、印加周波数の変化時におけるインピーダンスの実
数及び虚数成分の間に半回路関係（インピーダンス及び
アドミッタンス位置）を供与する必要がある。
このような概念を適用する初期の試みがトーマスセッ
ト（Thomasset,A.,「組織の生体−電気特性」,Lyon Me
d.209:1325〜1352,1963）により行われ、いわゆる二線
式（two−wire）技法を用いて、高周波数（100kHz）及
び低周波数（1kHz）の電流において単純インピーダンス
を計測している。このようにして確認された全身の水分
（total body water（TBW））に対する高周波インピー
ダンス及び細胞外流体に対する低周波インピーダンスの
高い相関関係によって、当該膜及び分散についての理論
がより確実に支持されるようになった。しかしながら、
このようなトーマスセットのアプローチは実用的な臨床
医療に発展しなかった。
ト（Thomasset,A.,「組織の生体−電気特性」,Lyon Me
d.209:1325〜1352,1963）により行われ、いわゆる二線
式（two−wire）技法を用いて、高周波数（100kHz）及
び低周波数（1kHz）の電流において単純インピーダンス
を計測している。このようにして確認された全身の水分
（total body water（TBW））に対する高周波インピー
ダンス及び細胞外流体に対する低周波インピーダンスの
高い相関関係によって、当該膜及び分散についての理論
がより確実に支持されるようになった。しかしながら、
このようなトーマスセットのアプローチは実用的な臨床
医療に発展しなかった。
また、ホッファ他（Hoffer,E.,Meador,C.,Simpson,
C.,「全体インピーダンスと全身水分容積との相関関
係」J.Appl.Physio.17,4:531〜534,1969）は、四線式回
線構造を用いて、実測のTBWと100kHzにおけるHt2/抵抗
により推定したTBWとの間の高い相関関係について報告
している。しかしながら、ホッファ他は、彼らの推論に
は高い標準偏差が判っており、実用的な臨床医療の技法
とするにはさらなる進展が必要であることを報告してい
る。
C.,「全体インピーダンスと全身水分容積との相関関
係」J.Appl.Physio.17,4:531〜534,1969）は、四線式回
線構造を用いて、実測のTBWと100kHzにおけるHt2/抵抗
により推定したTBWとの間の高い相関関係について報告
している。しかしながら、ホッファ他は、彼らの推論に
は高い標準偏差が判っており、実用的な臨床医療の技法
とするにはさらなる進展が必要であることを報告してい
る。
そして、それから10年後、ニボー他（Nyboer,J.,Lied
tke,Reid,K.,Gesert,W.,「ヒトにおける全身の水分及び
密度の非外力的な電気的検出」,proceedings of the VI
ICEBI,381〜384,1983）は、体重、身長及び年齢を含め
た50kHzにおける電気抵抗の計測により、被験者におけ
る身体密度（肥満体及びやせ型）が正確に決定できるこ
とを見いだした。これらの関係は、インピーダンスによ
り推定される無脂肪質（Fat free Mass（FFM））とTBM
との間に強い関係があるはずであるという仮定に基づく
ものであり、この理由は当該FFM組織が一貫して含水し
ていることによる。このニボー他の業績に続いて、当該
インピーダンス技法についての関心が大きく高まるよう
になった。
tke,Reid,K.,Gesert,W.,「ヒトにおける全身の水分及び
密度の非外力的な電気的検出」,proceedings of the VI
ICEBI,381〜384,1983）は、体重、身長及び年齢を含め
た50kHzにおける電気抵抗の計測により、被験者におけ
る身体密度（肥満体及びやせ型）が正確に決定できるこ
とを見いだした。これらの関係は、インピーダンスによ
り推定される無脂肪質（Fat free Mass（FFM））とTBM
との間に強い関係があるはずであるという仮定に基づく
ものであり、この理由は当該FFM組織が一貫して含水し
ていることによる。このニボー他の業績に続いて、当該
インピーダンス技法についての関心が大きく高まるよう
になった。
その結果、前記ニボー他の報告以来、多くの研究者が
人体組成物を推定するための単一周波数インピーダンス
技法を有効化するべく種々検討してきた（Lukaski,H.
C.,Johnson,P.E.,Bolonchuk,W.W.,Kykken,G.I.,「人体
の生体電気インピーダンス計測を用いた無脂肪質のアセ
スメント」,Am.J.Clin.Nutr.,41:810〜817,1985,Segal,
K.,Van Loan,M.,Fotzgerald,P.,Hodgdon,J.A.,Van Ital
lie,T.B.,「生体電気インピーダンス解析による痩身質
の推定−四部位クロスバリデーション法」,Am.J.Clin.N
utr.47:7〜14,1988,及び、Kushner,R.,Kinigk,A.,Alspa
ugh,M.,Andronis,P.,Leitch,C.,Schoeller,D.,「肥満症
における人体組成物の変化の計測としての生体電気−イ
ンピーダンス解析の有効化）。そして、これらの結果か
ら、正常な被検体の場合はたいてい肯定的であったが、
臨床及び正常でない集団におけるFFMについての予測は
正確であるとはおよそ言えない状態であった。また、上
記のようなインピーダンスデータはTBMに対して高度な
相関関係を示し続けたが、FFMが一貫して含水状態であ
るという根本の仮定が正しいものでないことが分かって
きた（Deurenberg,P.,Westtrate,J.A.,Hautvast,J.,
「生体電気インピーダンス及びデンシトメトリーにより
計測した体重損失中の無脂肪質における変化」,Am.J.Cl
in.Nutr.49:33〜6,1989）。さらに、単一周波数法が単
純すぎて制約が多すぎるという一般通念から、多周波計
測法の有用性が着目され始めた（Cohn,S.,「身体組成物
の研究において生体電気インピーダンス計測法をいかに
有効化するか」,Am,J.Clin.Nutr.42:889〜890,1985）。
他方、上記ICWとECWとの間の頻繁な流体移動の観点から
TBWの臨床用としての有用性について批判が起こってい
る。そこで、イタリー他（Van Itallie,T.,Segal,K.,
「入院患者の栄養学的アセスメント−新しい方法及び新
しい提案」,Am.J.Hum.Bio.1:205〜8,1989）は、細胞外
流体からICWを識別する実用的な方法がより大きな有用
性を生み出し、入院患者の看護及び診断に多大の効果を
及ぼし得ると主張している。
人体組成物を推定するための単一周波数インピーダンス
技法を有効化するべく種々検討してきた（Lukaski,H.
C.,Johnson,P.E.,Bolonchuk,W.W.,Kykken,G.I.,「人体
の生体電気インピーダンス計測を用いた無脂肪質のアセ
スメント」,Am.J.Clin.Nutr.,41:810〜817,1985,Segal,
K.,Van Loan,M.,Fotzgerald,P.,Hodgdon,J.A.,Van Ital
lie,T.B.,「生体電気インピーダンス解析による痩身質
の推定−四部位クロスバリデーション法」,Am.J.Clin.N
utr.47:7〜14,1988,及び、Kushner,R.,Kinigk,A.,Alspa
ugh,M.,Andronis,P.,Leitch,C.,Schoeller,D.,「肥満症
における人体組成物の変化の計測としての生体電気−イ
ンピーダンス解析の有効化）。そして、これらの結果か
ら、正常な被検体の場合はたいてい肯定的であったが、
臨床及び正常でない集団におけるFFMについての予測は
正確であるとはおよそ言えない状態であった。また、上
記のようなインピーダンスデータはTBMに対して高度な
相関関係を示し続けたが、FFMが一貫して含水状態であ
るという根本の仮定が正しいものでないことが分かって
きた（Deurenberg,P.,Westtrate,J.A.,Hautvast,J.,
「生体電気インピーダンス及びデンシトメトリーにより
計測した体重損失中の無脂肪質における変化」,Am.J.Cl
in.Nutr.49:33〜6,1989）。さらに、単一周波数法が単
純すぎて制約が多すぎるという一般通念から、多周波計
測法の有用性が着目され始めた（Cohn,S.,「身体組成物
の研究において生体電気インピーダンス計測法をいかに
有効化するか」,Am,J.Clin.Nutr.42:889〜890,1985）。
他方、上記ICWとECWとの間の頻繁な流体移動の観点から
TBWの臨床用としての有用性について批判が起こってい
る。そこで、イタリー他（Van Itallie,T.,Segal,K.,
「入院患者の栄養学的アセスメント−新しい方法及び新
しい提案」,Am.J.Hum.Bio.1:205〜8,1989）は、細胞外
流体からICWを識別する実用的な方法がより大きな有用
性を生み出し、入院患者の看護及び診断に多大の効果を
及ぼし得ると主張している。
最近では、数人の研究者（Lukaski,H.C.,Bolonchuck,
W.W.,「四極式生体電気インピーダンス計測法を用いた
体液容積の推定」,Aviat.Space Environ.Med.Dec.,1163
〜69,1988,及び、McDougall,D.,Shizgal,H.,「全身体抵
抗及びリアクタンスによる生体組成物計測法」,Surgica
l Forum,36:43〜44,1986）が、細胞外質を細胞質から正
確に区別するための複素単一周波数（50kHz）インピー
ダンス測定法における反応性要素の使用を提案してい
る。しかしながら、インピーダンスの多周波計測法の使
用もそのための手法の選択技として依然として残されて
いた（Boulier,A.,Fricker,J.,Thomassett,A.L.,Apfelb
aum,M.,「二電極式インピーダンス法による無脂肪質の
推定」,Am.J.Clin.Nutr.52:581〜5,1990）。
W.W.,「四極式生体電気インピーダンス計測法を用いた
体液容積の推定」,Aviat.Space Environ.Med.Dec.,1163
〜69,1988,及び、McDougall,D.,Shizgal,H.,「全身体抵
抗及びリアクタンスによる生体組成物計測法」,Surgica
l Forum,36:43〜44,1986）が、細胞外質を細胞質から正
確に区別するための複素単一周波数（50kHz）インピー
ダンス測定法における反応性要素の使用を提案してい
る。しかしながら、インピーダンスの多周波計測法の使
用もそのための手法の選択技として依然として残されて
いた（Boulier,A.,Fricker,J.,Thomassett,A.L.,Apfelb
aum,M.,「二電極式インピーダンス法による無脂肪質の
推定」,Am.J.Clin.Nutr.52:581〜5,1990）。
さらに、数人の研究者が前記トーマスセットの手法の
検証を続けていた（Jenin,P.,Lenoir,J.,Roullet,C.,Th
omassett,A.,Ducrto,H.,「電気的インピーダンス計測に
よる体液区分の決定」,Aviat.Space Enviton.Med.46:15
2〜5,1975,Settle,R.G.,Foster,K.R.,Epstein,B.R.,Mul
len,J.L.,「栄養学的アセスメント−全身体インピーダ
ンス及び体液区分」,Nutr.Cancer,2:72〜80,1989,及
び、Tedner,B.T.,「血液透析中の流体−容積変化の自動
記録のためのインピーダンス技法を用いた設備」,Med.
＆ Bil.Eng.＆Compt.21:285〜290,1983）。なお、これ
らの研究者は、流体区分容積を反映するための低周波数
単純インピーダンスに対する高周波数単純インピーダン
スの比、正常及び異常流体の比、及び、流体区分の変化
を用いている。この技法の場合について報告されている
問題点は、単純なHF/LF比における変化が実際に作用し
ている区分の容積における変化を反映するが、当該容積
が決定されないことと当該区分が同定されないという理
由によって、同比が単純すぎるということであった。而
して、研究者は二周波単純インピーダンス設備の存在に
よりさらに当該アプローチが進展できることを知得し
た。
検証を続けていた（Jenin,P.,Lenoir,J.,Roullet,C.,Th
omassett,A.,Ducrto,H.,「電気的インピーダンス計測に
よる体液区分の決定」,Aviat.Space Enviton.Med.46:15
2〜5,1975,Settle,R.G.,Foster,K.R.,Epstein,B.R.,Mul
len,J.L.,「栄養学的アセスメント−全身体インピーダ
ンス及び体液区分」,Nutr.Cancer,2:72〜80,1989,及
び、Tedner,B.T.,「血液透析中の流体−容積変化の自動
記録のためのインピーダンス技法を用いた設備」,Med.
＆ Bil.Eng.＆Compt.21:285〜290,1983）。なお、これ
らの研究者は、流体区分容積を反映するための低周波数
単純インピーダンスに対する高周波数単純インピーダン
スの比、正常及び異常流体の比、及び、流体区分の変化
を用いている。この技法の場合について報告されている
問題点は、単純なHF/LF比における変化が実際に作用し
ている区分の容積における変化を反映するが、当該容積
が決定されないことと当該区分が同定されないという理
由によって、同比が単純すぎるということであった。而
して、研究者は二周波単純インピーダンス設備の存在に
よりさらに当該アプローチが進展できることを知得し
た。
生体組織はβ−分散領域よりも低い周波数においては
主にECFにより作用され、当該領域よりも高い周波数に
おいてはECF、CM及びICFにより作用されるので、カナイ
他（カナイ,H.,ハネノ,M.,サカモト,K.,「脚部及び腕に
おける流体分布の電気的計測」,Med.Prog.Tech.12:159
〜170,1987）は同分野において知られるヒトの筋肉組織
等価回路モデル（Recw、Ricw及びCM）の成分値を計算し
ている。このように多数の周波数における複素インピー
ダンス計測値を数学的に解析することによって、カナイ
他は当該ECW及びICWに特異的な情報を得ている。しかし
ながら、このような進歩した試みに必要かつ好適な複素
インピーダンス設備を欠くために、他の研究者がこれを
再現することが不可能な段階である。
主にECFにより作用され、当該領域よりも高い周波数に
おいてはECF、CM及びICFにより作用されるので、カナイ
他（カナイ,H.,ハネノ,M.,サカモト,K.,「脚部及び腕に
おける流体分布の電気的計測」,Med.Prog.Tech.12:159
〜170,1987）は同分野において知られるヒトの筋肉組織
等価回路モデル（Recw、Ricw及びCM）の成分値を計算し
ている。このように多数の周波数における複素インピー
ダンス計測値を数学的に解析することによって、カナイ
他は当該ECW及びICWに特異的な情報を得ている。しかし
ながら、このような進歩した試みに必要かつ好適な複素
インピーダンス設備を欠くために、他の研究者がこれを
再現することが不可能な段階である。
こうした従来技術における、単純な二区分（やせ型／
肥満型）モデルからICF及びECF、たんぱく質、ミネラル
及び脂肪を含むより複雑なモデルへの人体組成モデルの
拡張によって、新規で改良されたアセスメント技法の必
要性が強く感じられるようになっていった。ただし、こ
のような必要性は、これまで適当な複素インピーダンス
設備を欠いていたことと必要な程度に洗練された計測方
法及び解析方法が十分でなかったことから、今日の状況
に適合し得ないものであった。そして、このような状況
がこの可能性ある技法の進展を妨げていたのである。
肥満型）モデルからICF及びECF、たんぱく質、ミネラル
及び脂肪を含むより複雑なモデルへの人体組成モデルの
拡張によって、新規で改良されたアセスメント技法の必
要性が強く感じられるようになっていった。ただし、こ
のような必要性は、これまで適当な複素インピーダンス
設備を欠いていたことと必要な程度に洗練された計測方
法及び解析方法が十分でなかったことから、今日の状況
に適合し得ないものであった。そして、このような状況
がこの可能性ある技法の進展を妨げていたのである。
さらに、利尿薬の使用の増加、集約的看護における体
液モニターの困難さ、及び、たいていの全身性消耗症や
栄養失調に伴う細胞質の収縮やECFの膨張が体液アセス
メントへの区分化したアプローチを支持するための効果
的な多周波生体インピーダンス設備の必要性の認識を明
らかにしている。而して、当業者においては、このよう
な未解決の課題及び欠陥が明らかであり、これらの問題
は以下に述べる本発明により解消されることとなる。
液モニターの困難さ、及び、たいていの全身性消耗症や
栄養失調に伴う細胞質の収縮やECFの膨張が体液アセス
メントへの区分化したアプローチを支持するための効果
的な多周波生体インピーダンス設備の必要性の認識を明
らかにしている。而して、当業者においては、このよう
な未解決の課題及び欠陥が明らかであり、これらの問題
は以下に述べる本発明により解消されることとなる。
発明の概要
本発明は幾つかの周波数における複素電気生体インピ
ーダンスの同時的決定及び表示のための方法及び装置に
関する。なお、本発明は本発明の適用を主に多周波電気
生体インピーダンスの表示について教示しているが、本
発明はまた、力学的並びに音響学的な他のインピーダン
スを含む、他の多くの種類の対象物の場合の複素インピ
ーダンスの決定及び表示への適用も容易に可能とするも
のである。このことは、本発明が、刺激信号及び応答信
号を一定の時間域における二つの独立した関数として処
理することにより複素物体インピーダンスを決定し表示
するものであることを認識することによって理解するこ
とができる。この点において、本発明者はある特定の信
号処理技法を当該二つの独立した時間域信号に適用して
従来予期し得なかった結果を得ることができた。
ーダンスの同時的決定及び表示のための方法及び装置に
関する。なお、本発明は本発明の適用を主に多周波電気
生体インピーダンスの表示について教示しているが、本
発明はまた、力学的並びに音響学的な他のインピーダン
スを含む、他の多くの種類の対象物の場合の複素インピ
ーダンスの決定及び表示への適用も容易に可能とするも
のである。このことは、本発明が、刺激信号及び応答信
号を一定の時間域における二つの独立した関数として処
理することにより複素物体インピーダンスを決定し表示
するものであることを認識することによって理解するこ
とができる。この点において、本発明者はある特定の信
号処理技法を当該二つの独立した時間域信号に適用して
従来予期し得なかった結果を得ることができた。
このような信号処理における第１概念として、本発明
者は、上記刺激信号ｅと応答信号ｒとの間の時間遅延τ
の関数として複素相互相関信号を設定している。本発明
の複素相互相関関係Rer（τ）は当該二つの刺激信号と
応答信号との積の時間についての積分から展開すること
ができ、この場合の応答信号は刺激信号に対して時間τ
だけ遅延している。
者は、上記刺激信号ｅと応答信号ｒとの間の時間遅延τ
の関数として複素相互相関信号を設定している。本発明
の複素相互相関関係Rer（τ）は当該二つの刺激信号と
応答信号との積の時間についての積分から展開すること
ができ、この場合の応答信号は刺激信号に対して時間τ
だけ遅延している。
さらに、当該信号処理における第２の概念として、本
発明者は、上記の相互相関信号Rer（τ）の複素フーリ
エ変換Ｆを用いている。なお、該Rer（τ）τのフーリ
エ変換をＦ（Rer）で表し、複素物体インピーダンスに
比例する各角周波数ωにおける複素数値を有する周波数
領域における信号を示す。
発明者は、上記の相互相関信号Rer（τ）の複素フーリ
エ変換Ｆを用いている。なお、該Rer（τ）τのフーリ
エ変換をＦ（Rer）で表し、複素物体インピーダンスに
比例する各角周波数ωにおける複素数値を有する周波数
領域における信号を示す。
さらに、当該二つの刺激信号と応答信号との中間的相
互相関信号及び最終的フーリエ変換信号への変換の後、
本発明者は当該複素物体インピーダンスを所定領域にわ
たる周波数の関数として表示している。なお、本発明の
相互相関信号とフーリエ変換信号とは、それぞれ時間遅
延域及び周波数領域内の各点における振幅情報と位相情
報とを示しているため、共に複素数である。
互相関信号及び最終的フーリエ変換信号への変換の後、
本発明者は当該複素物体インピーダンスを所定領域にわ
たる周波数の関数として表示している。なお、本発明の
相互相関信号とフーリエ変換信号とは、それぞれ時間遅
延域及び周波数領域内の各点における振幅情報と位相情
報とを示しているため、共に複素数である。
なお、本発明におけるこれら単純信号処理技法の時間
域信号から周波数信号への変換への適用はアナログ若し
くはデジタル電子成分のいずれかを用いる装置に実施す
ることが可能である。この場合、本発明の好ましい実施
例における利点は、上記デジタル成分の使用によって、
記憶処理が改良でき、処理精度が高められ、さらに、ア
ナログ成分の校正ドリフトの作用が最小にできることで
ある。本発明者はまた、大きな時間遅延領域にわたる完
全な相互相関信号Ｒ（τ）の展開やこれに続く広い周波
数領域にわたるフーリエ変換信号Ｆ（ω）の展開は、可
能ではあるが、本発明の最も有用な実施例ではないこと
を見いだした。したがって、本発明者は以下の改良を加
えることによって、上記の初歩的な相乗処理技法を改善
した。
域信号から周波数信号への変換への適用はアナログ若し
くはデジタル電子成分のいずれかを用いる装置に実施す
ることが可能である。この場合、本発明の好ましい実施
例における利点は、上記デジタル成分の使用によって、
記憶処理が改良でき、処理精度が高められ、さらに、ア
ナログ成分の校正ドリフトの作用が最小にできることで
ある。本発明者はまた、大きな時間遅延領域にわたる完
全な相互相関信号Ｒ（τ）の展開やこれに続く広い周波
数領域にわたるフーリエ変換信号Ｆ（ω）の展開は、可
能ではあるが、本発明の最も有用な実施例ではないこと
を見いだした。したがって、本発明者は以下の改良を加
えることによって、上記の初歩的な相乗処理技法を改善
した。
まず、本発明者は、上記刺激信号として、当該技術分
野において通常使用される電圧の代わりに電流を用い
た。なお、医学分野において知られるように、生物学的
な障害は電圧レベルよりも電流のレベルに密接に関連し
ているので、当該刺激信号を一定の電流にすることによ
って生体組織への予期せぬ障害を防ぐことができる。第
二に、本発明者は記憶された一連のデジタルデータを当
該刺激電流波形の精度良い定義のために使用した。この
ように刺激電流波形を精度良く定義することによって、
本発明者は一定の単一周波数刺激電流を計測する生体対
象物に設定しかつ適用することができた。さらに、この
ような単一周波数の刺激信号及び応答信号を相互相関信
号に変換することにより、当該刺激信号及び応答信号の
間の複素相互相関関係を示す振幅及び位相を有する正弦
波波形の相互相関信号が生じる。加えて、このような正
弦波相互相関信号のフーリエ変換は初期の刺激信号及び
応答信号の単一周波数に相当する周波数領域における点
の単一インパルス関数である。
野において通常使用される電圧の代わりに電流を用い
た。なお、医学分野において知られるように、生物学的
な障害は電圧レベルよりも電流のレベルに密接に関連し
ているので、当該刺激信号を一定の電流にすることによ
って生体組織への予期せぬ障害を防ぐことができる。第
二に、本発明者は記憶された一連のデジタルデータを当
該刺激電流波形の精度良い定義のために使用した。この
ように刺激電流波形を精度良く定義することによって、
本発明者は一定の単一周波数刺激電流を計測する生体対
象物に設定しかつ適用することができた。さらに、この
ような単一周波数の刺激信号及び応答信号を相互相関信
号に変換することにより、当該刺激信号及び応答信号の
間の複素相互相関関係を示す振幅及び位相を有する正弦
波波形の相互相関信号が生じる。加えて、このような正
弦波相互相関信号のフーリエ変換は初期の刺激信号及び
応答信号の単一周波数に相当する周波数領域における点
の単一インパルス関数である。
これらの処理は、直角位相における単純な信号乗算処
理への本発明による信号処理と相乗変換処理との単純化
において特に有用である。すなわち、単一周波数におけ
る複素物体インピーダンスは直角位相における乗算及び
積分処理により時間域において当該刺激及び応答信号か
ら展開することができる。この直角位相信号変換法は比
較的単純な装置を必要とする点で本発明の好ましい実施
態様といえる。
理への本発明による信号処理と相乗変換処理との単純化
において特に有用である。すなわち、単一周波数におけ
る複素物体インピーダンスは直角位相における乗算及び
積分処理により時間域において当該刺激及び応答信号か
ら展開することができる。この直角位相信号変換法は比
較的単純な装置を必要とする点で本発明の好ましい実施
態様といえる。
しかしながら、当該直角位相技法に潜在する問題は、
複素物体インピーダンスを表示すべき正弦波周波数の各
値に対して異なる刺激信号波形が必要となることであ
る。そこで、本発明者は当該問題を解消するべく、信号
発生器デジタルメモリー手段に複数の刺激信号波形を記
憶させて、単に所望の順に当該メモリー装置から必要な
波形データを選択するだけで、当該刺激信号を多様な正
弦周波数の間でステップ処理できるようにした。このよ
うにして、刺激電流が当該蓄積されたデジタルデータか
ら生成され、被計測対象物上に展開されるアナログ応答
電圧が検出される。さらに、当該デジタル信号発生器メ
モリー手段に記憶された異なる正弦波周波数において得
られる複数の類似複素インピーダンスから複数の等価回
路要素を計算し表示するために、ネットワークアナライ
ザ手段を付加してもよい。
複素物体インピーダンスを表示すべき正弦波周波数の各
値に対して異なる刺激信号波形が必要となることであ
る。そこで、本発明者は当該問題を解消するべく、信号
発生器デジタルメモリー手段に複数の刺激信号波形を記
憶させて、単に所望の順に当該メモリー装置から必要な
波形データを選択するだけで、当該刺激信号を多様な正
弦周波数の間でステップ処理できるようにした。このよ
うにして、刺激電流が当該蓄積されたデジタルデータか
ら生成され、被計測対象物上に展開されるアナログ応答
電圧が検出される。さらに、当該デジタル信号発生器メ
モリー手段に記憶された異なる正弦波周波数において得
られる複数の類似複素インピーダンスから複数の等価回
路要素を計算し表示するために、ネットワークアナライ
ザ手段を付加してもよい。
また、上記処理の簡易化及び計測や表示誤差の最小化
のために、すべての信号手段においてデジタル手段を使
用することが好ましい。したがって、本発明の好ましい
実施態様においては、上記刺激信号及び応答信号はサン
プリング手段によりデジタル化され、当該二つの刺激及
び応答信号の時間域における乗算処理はデジタル乗算手
段により行われる。このようにして得られる複素物体イ
ンピーダンスの実数成分すなわち抵抗成分は当該刺激信
号及び応答信号との一連の同時サンプルの積の算術平均
値として表現される第１インピーダンス信号に関連す
る。また、当該複素物体インピーダンスの虚数成分すな
わちリアクタンス成分は当該応答信号と遅延された刺激
信号との一連の同時サンプルの積の算術平均値として表
現される第２インピーダンス信号に関連する。なお、当
該遅延はπ/2ラジアンすなわち該複素物体インピーダン
スが決定あれる周波数を表す正弦波形の1/4周期に正確
に等しい。
のために、すべての信号手段においてデジタル手段を使
用することが好ましい。したがって、本発明の好ましい
実施態様においては、上記刺激信号及び応答信号はサン
プリング手段によりデジタル化され、当該二つの刺激及
び応答信号の時間域における乗算処理はデジタル乗算手
段により行われる。このようにして得られる複素物体イ
ンピーダンスの実数成分すなわち抵抗成分は当該刺激信
号及び応答信号との一連の同時サンプルの積の算術平均
値として表現される第１インピーダンス信号に関連す
る。また、当該複素物体インピーダンスの虚数成分すな
わちリアクタンス成分は当該応答信号と遅延された刺激
信号との一連の同時サンプルの積の算術平均値として表
現される第２インピーダンス信号に関連する。なお、当
該遅延はπ/2ラジアンすなわち該複素物体インピーダン
スが決定あれる周波数を表す正弦波形の1/4周期に正確
に等しい。
このようなデジタルサンプリング技法を使用し、刺激
信号と応答信号とのサンプリングウインドウを同期化す
ることによって、本発明の好ましい実施態様は単純化さ
れ、上記の信号変換処理が（ノイズや校正誤差に対し
て）より安定かつ高精度に行われる。なお、刺激電流波
形がデジタルメモリー装置に記憶されるデジタルサンプ
ルから展開でき、かつ、これらのサンプルが上記の直角
位相乗算処理に直接使用できることから、当該波形を独
立してサンプル処理する必要がない。しかしながら、二
つの理由により、本発明者は生体対象物に印加した点に
おけるアナログ刺激電流の波形を独立にサンプル処理す
ることが好ましいと考える。その第１の理由は、このよ
うにすることによって、当該刺激信号及び応答信号に対
応するサンプリングウインドウの同期化が単純化される
ことである。第２の理由は、上記メモリー記憶手段と被
計測対象物における印加点との間での当該刺激信号の予
期せぬ変化から生じる誤差を回避できることである。
信号と応答信号とのサンプリングウインドウを同期化す
ることによって、本発明の好ましい実施態様は単純化さ
れ、上記の信号変換処理が（ノイズや校正誤差に対し
て）より安定かつ高精度に行われる。なお、刺激電流波
形がデジタルメモリー装置に記憶されるデジタルサンプ
ルから展開でき、かつ、これらのサンプルが上記の直角
位相乗算処理に直接使用できることから、当該波形を独
立してサンプル処理する必要がない。しかしながら、二
つの理由により、本発明者は生体対象物に印加した点に
おけるアナログ刺激電流の波形を独立にサンプル処理す
ることが好ましいと考える。その第１の理由は、このよ
うにすることによって、当該刺激信号及び応答信号に対
応するサンプリングウインドウの同期化が単純化される
ことである。第２の理由は、上記メモリー記憶手段と被
計測対象物における印加点との間での当該刺激信号の予
期せぬ変化から生じる誤差を回避できることである。
本発明の利点の一つは、広い周波数領域における複数
の周波数において、複素生体インピーダンスがほとんど
同時に計測可能であることである。また、本発明の他の
利点は、正弦波刺激信号周波数における変更がアナログ
回路の経路若しくは成分値を変更することなく実行でき
る点である。このことによって、成分の校正誤差から生
じる誤差を最小にすることができる。すなわち、本発明
の目的は被計測対象物における非線形性から生じる複素
インピーダンスの誤差を回避することである。
の周波数において、複素生体インピーダンスがほとんど
同時に計測可能であることである。また、本発明の他の
利点は、正弦波刺激信号周波数における変更がアナログ
回路の経路若しくは成分値を変更することなく実行でき
る点である。このことによって、成分の校正誤差から生
じる誤差を最小にすることができる。すなわち、本発明
の目的は被計測対象物における非線形性から生じる複素
インピーダンスの誤差を回避することである。
加えて、本発明の他の利点はアナログフィルタ技法を
用いることなく広い周波数領域にわたってノイズの作用
を除去できることである。また、本発明の他の目的は−
90゜から＋90゜におよぶすべての位相値において当該複
素物体インピーダンスの位相を正確に表示することであ
る。また、本発明のさらに他の利点は、当該技術分野に
おいて知られるデジタル技法をを用いることにより、表
示された結果に対して多様な校正要素を速やかに適用で
きる点である。
用いることなく広い周波数領域にわたってノイズの作用
を除去できることである。また、本発明の他の目的は−
90゜から＋90゜におよぶすべての位相値において当該複
素物体インピーダンスの位相を正確に表示することであ
る。また、本発明のさらに他の利点は、当該技術分野に
おいて知られるデジタル技法をを用いることにより、表
示された結果に対して多様な校正要素を速やかに適用で
きる点である。
さらに本発明の重要な目的は、主周波数波形の２周期
程度において、複数周波数での生体インピーダンスの計
測を可能にすることである。また、本発明の他の重要な
利点は、関連信号における不規則ノイズの望ましからぬ
存在から生じる誤差の大半を本発明による時間列の相乗
処理により除去できることである。
程度において、複数周波数での生体インピーダンスの計
測を可能にすることである。また、本発明の他の重要な
利点は、関連信号における不規則ノイズの望ましからぬ
存在から生じる誤差の大半を本発明による時間列の相乗
処理により除去できることである。
本発明の上記及びその他の特徴及び利点は以下の明細
書、特許請求の範囲ならびに添付図面を参照することに
よりさらに明白となる。
書、特許請求の範囲ならびに添付図面を参照することに
よりさらに明白となる。
図面の簡単な説明
本発明をさらに完全に理解するために、添付図面にお
いて図示した実施例について、以下詳細に説明する。
いて図示した実施例について、以下詳細に説明する。
第１図は第1a図ないし第1h図から構成されており、時
間域における刺激信号、遅延された刺激信号、応答信
号、第１及び第２インピーダンス信号及び関連するデジ
タルサンプルの一連の波形を示している。
間域における刺激信号、遅延された刺激信号、応答信
号、第１及び第２インピーダンス信号及び関連するデジ
タルサンプルの一連の波形を示している。
第２図は第2a図及び第2b図から構成されており、刺激
信号を物体に印加して結果として生じる応答信号を検出
する方法と、生体細胞を表現する典型的な等価回路とを
示している。
信号を物体に印加して結果として生じる応答信号を検出
する方法と、生体細胞を表現する典型的な等価回路とを
示している。
第３図は物体の複素インピーダンスを計測し表示する
ための装置の一実施例を示している。
ための装置の一実施例を示している。
第４図は第３図における信号発生手段の一実施例を示
している。
している。
第５図は所定の周波数領域にわたって物体の複素イン
ピーダンスを表示するための本発明によるより一般的な
相乗処理の手法を使用する装置の一実施例である。
ピーダンスを表示するための本発明によるより一般的な
相乗処理の手法を使用する装置の一実施例である。
好ましい実施態様の説明
第１図は複素物体インピーダンスを表示するために本
発明において使用される刺激信号及び応答信号に対応す
る典型的な波形特性を示している。このうち、第1a図は
振幅が図示の如く時間経過とともに正弦波形状に変化す
る刺激信号電流10を示している。第1b図は所定のサンプ
リング率で形成された電流10のサンプルを示す一連の刺
激パルスまたはサンプル12を示している。なお、当該所
定のサンプリング率は電流10内に含まれる有効な位相情
報及び振幅情報を損失しない程度に（当該技術分野にお
いて知られるナイキスト（Nyquist）基準からわかるよ
うに）充分高くすり必要がある。また、第1c図は遅延さ
れた刺激信号電流14を示しており、当該電流はπ/2ラジ
アンまたは上記の正弦波形の1/4周期の時間遅延を除い
て電流10と同一である。さらに、第1d図は一連の遅延さ
れた刺激パルスまたはサンプル16を示しており、該パル
スは刺激電流サンプル12と同期する電流波形14を示して
いる。
発明において使用される刺激信号及び応答信号に対応す
る典型的な波形特性を示している。このうち、第1a図は
振幅が図示の如く時間経過とともに正弦波形状に変化す
る刺激信号電流10を示している。第1b図は所定のサンプ
リング率で形成された電流10のサンプルを示す一連の刺
激パルスまたはサンプル12を示している。なお、当該所
定のサンプリング率は電流10内に含まれる有効な位相情
報及び振幅情報を損失しない程度に（当該技術分野にお
いて知られるナイキスト（Nyquist）基準からわかるよ
うに）充分高くすり必要がある。また、第1c図は遅延さ
れた刺激信号電流14を示しており、当該電流はπ/2ラジ
アンまたは上記の正弦波形の1/4周期の時間遅延を除い
て電流10と同一である。さらに、第1d図は一連の遅延さ
れた刺激パルスまたはサンプル16を示しており、該パル
スは刺激電流サンプル12と同期する電流波形14を示して
いる。
動作時においては、本発明は生体組織サンプルを刺激
するための刺激信号電流10を使用し、その後、第1e図示
の如き応答信号の電圧波形18に対して当該サンプルをモ
ニターする。なお、当該応答信号電圧18は数種の正弦周
波数成分を含み得るが、信号電流10の基本的正弦周波数
が支配的である。第1f図は一連の応答電圧サンプル20を
示しており、当該サンプルは上記サンプル12及び16に同
期化されている。
するための刺激信号電流10を使用し、その後、第1e図示
の如き応答信号の電圧波形18に対して当該サンプルをモ
ニターする。なお、当該応答信号電圧18は数種の正弦周
波数成分を含み得るが、信号電流10の基本的正弦周波数
が支配的である。第1f図は一連の応答電圧サンプル20を
示しており、当該サンプルは上記サンプル12及び16に同
期化されている。
さらに、第1g図及び1h図は第１インピーダンスサンプ
ル22及び第２インピーダンスサンプル24をそれぞれ示し
ている。該サンプル22はサンプル12とサンプル16との並
列値（InVn）をアナログ若しくはデジタル手段のいずれ
かによって掛け合わせることにより得ることができる。
また、サンプル24は遅延された刺激サンプル16と応答電
圧サンプル20との並列値（I90nVn）を掛け合わせること
により得られる。第1g図はインピーダンスサンプル22の
長期演算平均を示す第１平均インピーダンス信号26を示
している。同様に、第1h図はサンプル24の長期演算平均
を示す第２平均インピーダンス信号28を示している。
ル22及び第２インピーダンスサンプル24をそれぞれ示し
ている。該サンプル22はサンプル12とサンプル16との並
列値（InVn）をアナログ若しくはデジタル手段のいずれ
かによって掛け合わせることにより得ることができる。
また、サンプル24は遅延された刺激サンプル16と応答電
圧サンプル20との並列値（I90nVn）を掛け合わせること
により得られる。第1g図はインピーダンスサンプル22の
長期演算平均を示す第１平均インピーダンス信号26を示
している。同様に、第1h図はサンプル24の長期演算平均
を示す第２平均インピーダンス信号28を示している。
本発明者は本発明が、熱的、力学的、音響学的等を含
む異なる多くの種類のインピーダンスを決定する上で有
用であると考えるが、ここでは、生体組織の複素電気イ
ンピーダンスの計測という本発明の好ましい適用例につ
いて説明する。第2a図は対象物30の複素電気インピーダ
ンスを計測し表示するために必要な基本的配列構成を示
している。すなわち、刺激信号電流10が対象物30に印加
されるとともに、応答信号電圧18がモニターされる。
む異なる多くの種類のインピーダンスを決定する上で有
用であると考えるが、ここでは、生体組織の複素電気イ
ンピーダンスの計測という本発明の好ましい適用例につ
いて説明する。第2a図は対象物30の複素電気インピーダ
ンスを計測し表示するために必要な基本的配列構成を示
している。すなわち、刺激信号電流10が対象物30に印加
されるとともに、応答信号電圧18がモニターされる。
第2b図は上述のカナイ他によって提案されたヒトの生
体細胞32に対応する有用な等価回路モデルを示してい
る。当該細胞モデル32は３種類の定RC回路34、36及び38
から構成されている。このうち、RC回路34は細胞膜キャ
パシタンスと細胞膜抵抗とを示す。また、RC回路36は細
胞内流体のキャパシタンス及び抵抗を示す。さらに、RC
回路38は細胞外流体のキャパシタンス及び抵抗を示す。
体細胞32に対応する有用な等価回路モデルを示してい
る。当該細胞モデル32は３種類の定RC回路34、36及び38
から構成されている。このうち、RC回路34は細胞膜キャ
パシタンスと細胞膜抵抗とを示す。また、RC回路36は細
胞内流体のキャパシタンス及び抵抗を示す。さらに、RC
回路38は細胞外流体のキャパシタンス及び抵抗を示す。
このようにして、当該ヒト細胞等価回路32はいかなる
単一正弦周波数においても端末対40に対して単一の複素
インピーダンスを呈示する。したがって、当該技術分野
において知られるような線形方程式の厳密に決定された
システムから成る手段によって、６種類（またはそれ以
上）の異なる正弦周波数におけるインピーダンスデータ
のみから６種類の定モデル要素が決定できる。
単一正弦周波数においても端末対40に対して単一の複素
インピーダンスを呈示する。したがって、当該技術分野
において知られるような線形方程式の厳密に決定された
システムから成る手段によって、６種類（またはそれ以
上）の異なる正弦周波数におけるインピーダンスデータ
のみから６種類の定モデル要素が決定できる。
上述したように、複素物体インピーダンスを決定する
ために直角位相の単純化された信号乗算処理を使用する
ことが好ましい。このような信号乗算処理は第１図にお
いて導かれ説明されている。すなわち、同図において
は、上記の第１及び第２平均インピーダンス信号26及び
28がそれぞれ実数成分及び虚数成分（Re［Ｚ］、Im
［Ｚ］）を示す。第３図は本発明の機能を実行する構成
を示しており、上記ヒト細胞32について第2b図に示した
ような複数の等価回路要素値を決定するために必要な手
段を含んでいる。
ために直角位相の単純化された信号乗算処理を使用する
ことが好ましい。このような信号乗算処理は第１図にお
いて導かれ説明されている。すなわち、同図において
は、上記の第１及び第２平均インピーダンス信号26及び
28がそれぞれ実数成分及び虚数成分（Re［Ｚ］、Im
［Ｚ］）を示す。第３図は本発明の機能を実行する構成
を示しており、上記ヒト細胞32について第2b図に示した
ような複数の等価回路要素値を決定するために必要な手
段を含んでいる。
周波数選択手段42は、１種以上の正弦波動作周波数を
選択するために適するフロントパネルスイッチ制御装
置、デジタルメモリー手段若しくは他の関連装置から構
成できる。さらに、選択された各周波数は信号発生器手
段44とインピーダンスアナライザメモリー手段46とに送
られる。該インピーダンスアナライザメモリー手段46は
当該選択周波数を単に受け取って、後に並列複素生体イ
ンピーダンスデータと共に使用するべくメモリー内にこ
れを記憶する。また、信号発生器手段44は好ましくは第
４図に示す如く周波数シーケンシング手段48、周波数メ
モリー手段50及び発生器メモリー手段52から構成されて
いる。なお、該周波数シーケンシング手段48はメモリー
手段50及び52に記憶された複数の動作周波数の中から選
択処理を行う。また、該メモリー手段50は必要なクロッ
クパルスを発生器メモリー手段52に供給し、その後、当
該メモリー手段52は該周波数シーケンシング手段48及び
周波数メモリー手段50から受け取った命令に応じて正弦
波刺激電流を形成する一連の刺激電流パルスを供給す
る。
選択するために適するフロントパネルスイッチ制御装
置、デジタルメモリー手段若しくは他の関連装置から構
成できる。さらに、選択された各周波数は信号発生器手
段44とインピーダンスアナライザメモリー手段46とに送
られる。該インピーダンスアナライザメモリー手段46は
当該選択周波数を単に受け取って、後に並列複素生体イ
ンピーダンスデータと共に使用するべくメモリー内にこ
れを記憶する。また、信号発生器手段44は好ましくは第
４図に示す如く周波数シーケンシング手段48、周波数メ
モリー手段50及び発生器メモリー手段52から構成されて
いる。なお、該周波数シーケンシング手段48はメモリー
手段50及び52に記憶された複数の動作周波数の中から選
択処理を行う。また、該メモリー手段50は必要なクロッ
クパルスを発生器メモリー手段52に供給し、その後、当
該メモリー手段52は該周波数シーケンシング手段48及び
周波数メモリー手段50から受け取った命令に応じて正弦
波刺激電流を形成する一連の刺激電流パルスを供給す
る。
第３図に戻って、電流制限手段54が刺激電流サンプル
12に対して直列に介在して、当該刺激電流の振幅が生物
学的に安全なレベルを超えないようにしている。このよ
うにして、刺激電流サンプル12は対象物30に端末40を介
して印加され、応答検出手段56が該端末40にまたがって
接続されて応答信号電圧18を計測するようになってい
る。
12に対して直列に介在して、当該刺激電流の振幅が生物
学的に安全なレベルを超えないようにしている。このよ
うにして、刺激電流サンプル12は対象物30に端末40を介
して印加され、応答検出手段56が該端末40にまたがって
接続されて応答信号電圧18を計測するようになってい
る。
さらに、第１及び第２アナログ−デジタル（A/D）変
換手段58及び60が刺激信号電流10及び応答信号電圧18を
当該技術分野において知られる方法でアナログ形式から
デジタル形式に変換する。当該A/D手段58及び60の動作
はクロック処理手段（図示せず）により信号発生器手段
44の動作と同期化されており、これによって、これら３
種の回路により生成される各デジタルパルスの先端及び
後端が１マイクロ秒よりも小さい範囲で確実に同期する
ようになっている。
換手段58及び60が刺激信号電流10及び応答信号電圧18を
当該技術分野において知られる方法でアナログ形式から
デジタル形式に変換する。当該A/D手段58及び60の動作
はクロック処理手段（図示せず）により信号発生器手段
44の動作と同期化されており、これによって、これら３
種の回路により生成される各デジタルパルスの先端及び
後端が１マイクロ秒よりも小さい範囲で確実に同期する
ようになっている。
第1A/D手段58の出力は直角位相遅延手段62の入力と第
１乗算器手段64の第１入力に刺激サンプル12を供給す
る。また、第2A/D手段60の出力は第１乗算器手段64の第
２入力と第２乗算器手段66の第１入力に応答サンプル20
を供給する。さらに、直角位相遅延手段62の出力は遅延
された刺激サンプル16を供給し、該サンプル16は第１図
において述べた遅延された刺激信号電流14のデジタル実
施態様を示す。当該遅延刺激信号電流14は刺激信号電流
10に対して基本正弦波動作周波数における波形周期の正
確に1/4だけ遅れている。なお、直角位相遅延手段62か
らの遅延刺激サンプル16は第２乗算器手段66の第２入力
に供給される。
１乗算器手段64の第１入力に刺激サンプル12を供給す
る。また、第2A/D手段60の出力は第１乗算器手段64の第
２入力と第２乗算器手段66の第１入力に応答サンプル20
を供給する。さらに、直角位相遅延手段62の出力は遅延
された刺激サンプル16を供給し、該サンプル16は第１図
において述べた遅延された刺激信号電流14のデジタル実
施態様を示す。当該遅延刺激信号電流14は刺激信号電流
10に対して基本正弦波動作周波数における波形周期の正
確に1/4だけ遅れている。なお、直角位相遅延手段62か
らの遅延刺激サンプル16は第２乗算器手段66の第２入力
に供給される。
さらに、第１乗算器手段64の出力は並列の刺激サンプ
ル12と応答サンプル20との一連の積の値に等しい一連の
パルスを供出し、該パルスとは、第１図において述べた
第１インピーダンスサンプル22をいう。同様に、第２乗
算器手段66の出力は第２インピーダンスサンプル24と称
する一連のパルスを供出し。該パルスは並列の遅延刺激
サンプル16と応答サンプル20との一連の積値である。な
お、第１インピーダンスサンプル22は第１平均化手段68
に供給され、また、第２インピーダンスサンプル24は第
２平均化手段70に供給される。これら第１及び第２平均
化手段68及び70の出力は第１図に基づいて述べたような
第１及び第２平均インピーダンス信号26及び28から構成
されている。これらの信号26及び28は対象物30の複素電
気インピーダンスにおける実数及び虚数成分にそれぞれ
正確に比例している。さらに、該信号26及び28はインピ
ーダンス表示手段72に供給され、当該手段72は好ましく
は多数桁LCD数字ディスプレイ若しくは当業界において
知られる他の適当な表示手段である。
ル12と応答サンプル20との一連の積の値に等しい一連の
パルスを供出し、該パルスとは、第１図において述べた
第１インピーダンスサンプル22をいう。同様に、第２乗
算器手段66の出力は第２インピーダンスサンプル24と称
する一連のパルスを供出し。該パルスは並列の遅延刺激
サンプル16と応答サンプル20との一連の積値である。な
お、第１インピーダンスサンプル22は第１平均化手段68
に供給され、また、第２インピーダンスサンプル24は第
２平均化手段70に供給される。これら第１及び第２平均
化手段68及び70の出力は第１図に基づいて述べたような
第１及び第２平均インピーダンス信号26及び28から構成
されている。これらの信号26及び28は対象物30の複素電
気インピーダンスにおける実数及び虚数成分にそれぞれ
正確に比例している。さらに、該信号26及び28はインピ
ーダンス表示手段72に供給され、当該手段72は好ましく
は多数桁LCD数字ディスプレイ若しくは当業界において
知られる他の適当な表示手段である。
校正手段74は、刺激信号電流10及び応答信号電圧18の
独立した校正に応じてインピーダンス表示手段72を調節
するために使用する電流校正信号76及び電圧校正信号78
を生成する回路から構成される。
独立した校正に応じてインピーダンス表示手段72を調節
するために使用する電流校正信号76及び電圧校正信号78
を生成する回路から構成される。
インピーダンス表示手段72はまた対象物30の複素イン
ピーダンスをインピーダンスアナライザメモリー手段36
に供給して信号周波数選択手段42により供給された関連
正弦周波数値と共に蓄積する。すなわち、これらのデー
タは該インピーダンスアナライザメモリー手段46に記憶
されて、第２図に基づいて述べたような複数個の定等価
回路要素の演算において使用される。さらに、これらの
等価回路要素は大略第３図示の如く配置されたネットワ
ークアナライザ手段80及び等価回路表示手段82により計
算され表示される。ネットワークアナライザ手段80は、
一連の線形方程式を解くために当該技術分野において知
られる適当なデジタル若しくはアナログ演算方式におい
て、複数の複素インピーダンス及び動作周波数データ対
から得られる複数の等価回路要素に対応する一連の線形
方程式を演算する。さらに、このようにして得られる等
価回路要素の値は該ネットワークアナライザ手段80から
等価回路表示手段82に送られて、当業界において知られ
る適当なデータ表示の方法により表示される。
ピーダンスをインピーダンスアナライザメモリー手段36
に供給して信号周波数選択手段42により供給された関連
正弦周波数値と共に蓄積する。すなわち、これらのデー
タは該インピーダンスアナライザメモリー手段46に記憶
されて、第２図に基づいて述べたような複数個の定等価
回路要素の演算において使用される。さらに、これらの
等価回路要素は大略第３図示の如く配置されたネットワ
ークアナライザ手段80及び等価回路表示手段82により計
算され表示される。ネットワークアナライザ手段80は、
一連の線形方程式を解くために当該技術分野において知
られる適当なデジタル若しくはアナログ演算方式におい
て、複数の複素インピーダンス及び動作周波数データ対
から得られる複数の等価回路要素に対応する一連の線形
方程式を演算する。さらに、このようにして得られる等
価回路要素の値は該ネットワークアナライザ手段80から
等価回路表示手段82に送られて、当業界において知られ
る適当なデータ表示の方法により表示される。
勿論、上述の如き単純なデジタル直角位相積算処理及
び積分処理が好ましいが、第３図示の装置の代わりに第
５図示のような相互相関手段84及び相乗手段86を用いて
も同様の効果が得られる。なお、第５図示の相互相関関
数Riv（τ）の相乗処理による信号18及び10の相互相関
処理の効果は上記に簡単に述べたが、ケイ・ジー・ボー
スチャムプ及びシー・ユーエンの「信号解析のためのデ
ジタル法」（George Allen ＆ Unwin,Ltd,London,197
9）にさらに詳細に説明されている。さらに、このよう
なデジタル信号処理技法の複素生体インピーダンス計測
への適用については本書の当初において示唆している。
この場合、相乗処理器86の二つの出力126及び128は全周
波数領域にわたる複素インピーダンスデータを含み、イ
ンピーダンス表示手段72は周波数選択手段42からの入力
に応じて単一周波数におけるインピーダンスデータを表
示するべく構成することができる。
び積分処理が好ましいが、第３図示の装置の代わりに第
５図示のような相互相関手段84及び相乗手段86を用いて
も同様の効果が得られる。なお、第５図示の相互相関関
数Riv（τ）の相乗処理による信号18及び10の相互相関
処理の効果は上記に簡単に述べたが、ケイ・ジー・ボー
スチャムプ及びシー・ユーエンの「信号解析のためのデ
ジタル法」（George Allen ＆ Unwin,Ltd,London,197
9）にさらに詳細に説明されている。さらに、このよう
なデジタル信号処理技法の複素生体インピーダンス計測
への適用については本書の当初において示唆している。
この場合、相乗処理器86の二つの出力126及び128は全周
波数領域にわたる複素インピーダンスデータを含み、イ
ンピーダンス表示手段72は周波数選択手段42からの入力
に応じて単一周波数におけるインピーダンスデータを表
示するべく構成することができる。
上記教示の下に、当業者において本発明の他の実施態
様ならびに変形を案出することが容易であることは明白
である。それゆえ、本発明を以下の特許請求の範囲にの
み限定する。ただし、当該請求の範囲においては、上記
明細書及び添付図面に基づくすべての明画な本発明の実
施態様及び変形を含むものとする。
様ならびに変形を案出することが容易であることは明白
である。それゆえ、本発明を以下の特許請求の範囲にの
み限定する。ただし、当該請求の範囲においては、上記
明細書及び添付図面に基づくすべての明画な本発明の実
施態様及び変形を含むものとする。
Claims (22)
- 【請求項１】正弦周波数の値を選択する段階と、 前記正弦周波数の400％以上の第１電子サンプリング周
波数を選択する段階と、 前記第１電子サンプリング周波数以上の第２電子サンプ
リング周波数を選択する段階と、 前記第１電子サンプリング周波数で一連の刺激パルスを
発生して、既知の大きさを有する前記正弦周波数におけ
る成分から成る刺激信号を合成する段階と、 少なくとも一対の電導性端末をエキソビボで生物学的組
織にまたがって置く段階と、 前記少なくとも一対の電導性端末にまたがって前記刺激
信号を前記生物学的組織に印加する段階と、 前記刺激信号に対する前記生物学的組織の応答から成る
応答信号を検出する段階と、 前記刺激信号の瞬時レベルを前記第２電子サンプリング
周波数で電子的にサンプリングして、一連の刺激サンプ
ル値を形成する段階と、 前記応答信号の瞬時レベルを刺激信号の前記サンプリン
グと同期した状態で前記第２電子サンプリング周波数で
電子的にサンプリングして、一連の応答サンプル値を形
成する段階と、 前記刺激サンプル値を前記正弦周波数の周期の1/4に実
質的に等しい遅延時間で遅延して、一連の遅延刺激サン
プル値を形成する段階と、 各刺激サンプル値をこれと同時並列する応答サンプル値
に掛け合わせて、一連の第１インピーダンスサンプル値
を形成する段階と、 各遅延刺激サンプル値をこれと同時並列する応答サンプ
ル値に掛け合わせて、一連の第２インピーダンスサンプ
ル値を形成する段階と、 前記第１及び第２インピーダンスサンプル値を時間につ
いて平均化して、第１及び第２平均インピーダンス値を
それぞれ形成する段階と、 前記生物学的組織の複素インピーダンスを表現する前記
第１及び第２平均インピーダンス値からなる出力を提供
する段階と、から成ることを特徴とする、所定の正弦周
波数において生物学的組織の複素インピーダンスを測定
し表示するためのエキソビボでの方法。 - 【請求項２】前記複素インピーダンスが前記生物学的組
織の電気的インピーダンスから成り、 前記正弦波刺激信号が実質的に同等の振幅を有する電流
から成ることを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】前記第１電子サンプリング周波数が前記第
２電子サンプリング周波数に等しく、前記第１及び第２
信号サンプリング段階が前記発生段階と同期しているこ
とを特徴とする請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】最大正弦周波数の400％以上の第１電子サ
ンプリング周波数を選択する段階と、 前記第１電子サンプリング周波数以上の第２電子サンプ
リング周波数を選択する段階と、 前記第１電子サンプリング周波数で一連の刺激パルスを
発生して、既知の大きさを有する前記正弦周波数におけ
る成分から成る刺激信号を合成する段階と、 少なくとも一対の電導正端末をエキソビボで生物学的組
織にまたがって置く段階と、 前記少なくとも一対の電導性端末にまたがって前記刺激
信号を前記生物学的組織に印加する段階と、 前記刺激信号に対する前記生物学的組織の応答から成る
応答信号を検出する段階と、 前記刺激信号の瞬時レベルを前記第２電子サンプリング
周波数で電子的にサンプリングして、一連の刺激サンプ
ル値を形成する段階と、 前記応答信号の瞬時レベルを刺激信号の前記サンプリン
グと同期した状態で前記第２電子サンプリング周波数で
電子的にサンプリングして、一連の応答サンプル値を形
成する段階と、 前記一連の刺激サンプル値と前記一連の応答サンプル値
との複素相互相関関係の実数及び虚数成分を所定の時間
にわたって計算する段階と、 前記相互相関関係値のフーリエ変換における実数及び虚
数成分を前記正弦周波数の領域にわたって計算して、第
１及び第２インピーダンス信号値を形成する段階と、 前記刺激信号値のフーリエ変換の大きさの平方を前記正
弦周波数の領域にわたって計算して校正信号値を形成す
る段階と、 前記校正信号値に対する前記第１及び第２インピーダン
ス信号値の比を表示して、前記正弦周波数の領域におけ
る前記生物学的組織の複素インピーダンスを表現する段
階とから成ることを特徴とする、正弦周波数の一定領域
にわたって生物学的組織の複素インピーダンスを測定し
表示するエキソビボでの方法。 - 【請求項５】前記第１電子サンプリング周波数が前記第
２電子サンプリング周波数に等しく、前記第１及び第２
サンプリング段階が前記発生段階に同期していることを
特徴とする請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】生物学的組織と電気的に連通するように配
置される少なくとも一対の端末と、 少なくとも一の正弦周波数を選択するための周波数選択
手段と、 前記選択された正弦周波数における正弦波成分を有する
刺激信号を前記少なくとも一対の端末にまたがって生成
するための信号発生手段と、 前記刺激信号の印加に応じて前記少なくとも一対の端末
にまたがって生物学的組織に生じる応答信号を検出する
ための応答検出手段と、 前記刺激信号を所定時間だけ遅延して遅延された刺激信
号を生成するための直角位相遅延手段と、 前記刺激信号と応答信号とを掛け合わせて第１インピー
ダンス信号を形成するための第１乗算器手段と、 前記遅延された刺激信号と前記応答信号とを掛け合わせ
て第２インピーダンス信号を形成するための第２乗算器
手段と、 前記第１インピーダンス信号を時間について平均化して
第１平均インピーダンス信号を形成する第１平均化手段
と、 前記第２インピーダンス信号を時間について平均化して
第２平均インピーダンス信号を形成する第２平均化手段
と、 前記第１及び第２平均インピーダンス信号を表示して前
記選択された正弦周波数における前記生物学的組織の複
素インピーダンスを表現するための表示手段とから成る
ことを特徴とする生物学的組織の複素インピーダンスを
計測し表示するための装置。 - 【請求項７】さらに、複数の選択された正弦周波数を記
憶するための周波数記憶手段と、 前記複数の正弦周波数の間でステップ処理し、前記生物
学的組織の複素インピーダンスを前記正弦周波数の各々
について連続的に表示するための周波数シーケンシング
手段とからなることを特徴とする請求項６に記載の装
置。 - 【請求項８】さらに、前記第１及び第２平均インピーダ
ンス信号を刺激信号の大きさの変化にしたがって調節す
るための校正手段とから成ることを特徴とする請求項７
に記載の装置。 - 【請求項９】前記正弦周波数発生手段、前記応答検出手
段、前記遅延手段及び前記第１及び第２乗算器手段がデ
ジタル電子論理手段から成ることを特徴とする請求項６
に記載の装置。 - 【請求項１０】前記表示手段が前記生物学的組織の複素
インピーダンスの数値を表示するためのデジタル表示手
段から成ることを特徴とする請求項９に記載の装置。 - 【請求項１１】さらに、複数の選択された正弦周波数を
記憶するための周波数記憶手段と、 前記複数の正弦周波数の間でステップ処理し、前記生物
学的組織の複素インピーダンスを前記正弦周波数の各々
について連続的に表示するための周波数シーケンシング
手段とからなることを特徴とする請求項９に記載の装
置。 - 【請求項１２】さらに、前記刺激信号を表現する複数の
デジタルワードを記憶するための発生器記憶手段と、 前記デジタルワードをアナログ刺激信号に変換するため
のデジタル−アナログ交換手段とから成ることを特徴と
する請求項11に記載の装置。 - 【請求項１３】前記応答検出手段が前記応答信号をサン
プリングして一連の応答サンプルを形成するためのアナ
ログ−デジタル変換手段から成ることを特徴とする請求
項12に記載の装置。 - 【請求項１４】前記刺激信号が正弦波電流から成り、前
記応答信号は正弦波電圧から成ることを特徴とする請求
項13に記載の装置。 - 【請求項１５】さらに、前記刺激信号電流の値を前記電
流の前記生物学的組織への印加時に障害をまったく引き
起こさない程度に制限するための電流制限手段から成る
ことを特徴とする請求項６に記載の装置。 - 【請求項１６】生物学的組織にまたがって置くための少
なくとも一対の端末と、 少なくとも一の正弦周波数を選択するための周波数選択
手段と、 前記少なくとも一対の端末にまたがって伝導させるため
に前記選択された正弦周波数における正弦波成分から成
る刺激信号を生成するための信号発生手段と、前記刺激
信号の印加に応じて前記生物学的組織に生じる応答信号
を検出するための前記少なくとも一対の端末に電気的に
連結された応答検出手段と、 前記刺激信号を所定時間だけ遅延して遅延された刺激信
号を生成するための直角位相遅延手段と、 前記刺激信号と応答信号とを掛け合わせて第１インピー
ダンス信号を形成するための第１乗算器手段と、 前記遅延された刺激信号と前記応答信号とを掛け合わせ
て第２インピーダンス信号を形成するための第２乗算器
手段と、 前記第１インピーダンス信号を時間について平均化して
第１平均インピーダンス信号を形成する第１平均化手段
と、 前記第２インピーダンス信号を時間について平均化して
第２平均インピーダンス信号を形成する第２平均化手段
と、 前記第１及び第２平均インピーダンス信号を記憶して前
記選択された正弦周波数における前記生物学的信号イン
ピーダンスを表現するための第１記憶手段と、前記第１
及び第２平均インピーダンス信号の複数個を得て前記選
択された正弦周波数の複数個における生物学的組織イン
ピーダンスを表現するための処理手段と、 前記複数の生物学的組織インピーダンスを複数の等価回
路要素値に変換するためのネットワークアナライザ手段
と、 前記複数の生物学的組織等価回路値を表示するための表
示手段とから成ることを特徴とする、生物学的組織の理
論的モデルから生じる少なくとも一の等価回路成分を計
測し表示するための装置。 - 【請求項１７】少なくとも一つの正弦周波数で信号を発
生する波動発生器と、 少なくとも一つの正弦周波数で刺激信号を発生するため
に前記波動発生器に応答する信号発生器と、 前記生物学的組織にまたがって置いて、その前記刺激信
号を印加するための少なくとも一対の端末と、 前記刺激信号の印加に応じて前記生物学的組織に生じる
応答信号を検出するための検出器と、 前記刺激信号を所定時間だけ遅延して遅延された刺激信
号を生成するための遅延手段と、 前記刺激信号と応答信号とを掛け合わせて第１インピー
ダンス信号を形成するための第１乗算器手段と、 前記遅延された刺激信号と前記応答信号とを掛け合わせ
て第２インピーダンス信号を形成するための第２乗算器
手段と、 前記第１インピーダンス信号を時間について平均化して
第１平均バイオ−インピーダンス信号を発生する第１平
均化手段と、 前記第２インピーダンス信号を時間について平均化して
第２平均バイオ−インピーダンス信号を発生する第２平
均化手段と、 前記少なくとも一つの正弦周波数で前記生物学的組織の
複素バイオ−インピーダンスを表現する前記第１及び第
２平均インピーダンス信号を提供する出力手段とからな
り、前記複素バイオ−インピーダンスは前記生物学的組
織の構成を表現する、生物学的組織の構成を評価するた
めの装置。 - 【請求項１８】さらに、複数の選択された正弦周波数を
記憶するための周波数記憶手段と、 前記複数の選択された正弦周波数の間でステップ処理
し、各選択された正弦周波数に対応する前記複素バイオ
−インピーダンスを連続的に出力するためのシーケンシ
ング手段とからなることを特徴とする請求項17に記載の
生物学的組織の構成を評価するための装置。 - 【請求項１９】さらに、前記第１及び第２平均インピー
ダンス信号を刺激信号の大きさの変化にしたがって変化
させるための校正手段とからなることを特徴とする請求
項17に記載の生物学的組織の構成を評価するための装
置。 - 【請求項２０】前記波動発生器、前記応答検出器、前記
遅延手段及び前記第１及び第２乗算手段がすべてデジタ
ルであることを特徴とする請求項17に記載の生物学的組
織の構成を評価するための装置。 - 【請求項２１】さらに、前記刺激信号を表現する複数の
デジタルワードを記憶するための発生器記憶手段と、 前記デジタルワードをアナログ刺激信号へ変換するため
のデジタル−アナログ変換手段とから成ることを特徴と
する請求項20に記載の生物学的組織の構成を評価するた
めの装置。 - 【請求項２２】さらに、前記生物学的組織を傷つけるこ
とを防ぐため前記刺激信号内の電流を制限するための電
流制限手段から成ることを特徴とする請求項17に記載の
生物学的組織の構成を評価するための装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US693,364 | 1991-04-30 | ||
| US07/693,364 US5280429A (en) | 1991-04-30 | 1991-04-30 | Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance |
| PCT/US1992/003458 WO1992019153A1 (en) | 1991-04-30 | 1992-04-27 | Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06506854A JPH06506854A (ja) | 1994-08-04 |
| JP3386120B2 true JP3386120B2 (ja) | 2003-03-17 |
Family
ID=24784352
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP51092292A Expired - Lifetime JP3386120B2 (ja) | 1991-04-30 | 1992-04-27 | 多周波生体インピーダンスの表示方法及びその装置 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5280429A (ja) |
| EP (1) | EP0587646B1 (ja) |
| JP (1) | JP3386120B2 (ja) |
| CA (1) | CA2102231C (ja) |
| DE (1) | DE69226363T2 (ja) |
| ES (1) | ES2118133T3 (ja) |
| WO (1) | WO1992019153A1 (ja) |
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