JP3947385B2 - 循環器測定装置 - Google Patents
循環器測定装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3947385B2 JP3947385B2 JP2001334556A JP2001334556A JP3947385B2 JP 3947385 B2 JP3947385 B2 JP 3947385B2 JP 2001334556 A JP2001334556 A JP 2001334556A JP 2001334556 A JP2001334556 A JP 2001334556A JP 3947385 B2 JP3947385 B2 JP 3947385B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- subject
- measurement
- impedance
- bioelectrical impedance
- frequency
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、循環器測定装置に関し、特に、生体電気インピーダンス法に基づいて、生体電気インピーダンスから心拍に関連する物理量を測定することができる循環器測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
本出願人は、かつて生体電気インピーダンス測定装置として、Ｍ系列符号を使用した装置を出願した（特開平１０−１４８９８号公報）。その発明では、４端子Ａ／Ｄコンバートされた信号をフーリエ変換することにより、多くの周波数での生体電気インピーダンスを測定して細胞内外の水分量情報を算出している。この装置では明細書には記載していないが、信号のＳＮ比を向上させるため、Ｍ系列信号を多数回出力させ、各信号の同期加算を行っている。
【０００３】
以下、その従来技術を説明する。近年、人間や動物の身体組成を評価する目的で、生体の電気特性に関する研究が行われている。生体の電気特性は、組織又は臓器の種類によって著しく異なっており、例えばヒトの場合、血液の電気抵抗率は１５０Ω・ｃｍ前後であるのに対して、骨や脂肪の電気抵抗率は１〜５ｋΩ・ｃｍもある。この生体の電気特性は、生体電気インピーダンスと呼ばれ、生体の体表面に装着された複数の電極間に微小電流を流すことにより測定される。
【０００４】
このようにして得られた生体電気インピーダンスから被験者の体水分分布や体脂肪率、体脂肪量を推計する方法を生体電気インピーダンス法という。（「身体組成の評価法としての生体電気インピーダンス法」，Baumgartner, R.N., etc.著、「生体電気インピーダンスとその臨床応用」，医用電子と生体工学，金井寛著，20（3）Jun 1982、「インピーダンス法による体肢の水分分布の推定とその応用」，医用電子と生体工学，波江野誠著，23（6）1985、「インピーダンス法による膀胱内尿量の長時間計測」，人間工学，口ノ町康夫等著，28（3）1992等参照）。
【０００５】
生体電気インピーダンスは、生体中のイオンによって搬送される電流に対する生体の抵抗（レジスタンス）と、細胞膜、組織界面、あるいは非イオン化組織によって作り出される様々な種類の分極プロセスと関連したリアクタンスとから構成される。リアクタンスの逆数であるキャパシタンスは、電圧よりも電流に時間的遅れをもたらし、位相のずれ（フェーズシフト）を作り出すが、この値はレジスタンスに対するリアクタンスの比率の逆正接角（アークタンジェント）、すなわち、電気位相角として幾何学的に定量される。
【０００６】
これら生体電気インピーダンスＺ、レジスタンスＲ、リアクタンスＸ及び電気位相角φは、周波数に依存している。非常に低い周波数ｆLでは、細胞膜と組織界面の生体電気インピーダンスＺは、電気を伝導するには高すぎる。したがって、電気は細胞外壁を通してのみ流れ、測定される生体電気インピーダンスＺは純粋にレジスタンスＲである。
【０００７】
つぎに、周波数が増加するにつれて、電流は細胞膜を貫通するようになり、リアクタンスＸが高くなって位相角φを広げることになる。生体電気インピーダンスＺの大きさは、Ｚ2＝Ｒ2＋Ｘ2によって定義されるベクトルの値に等しい。リアクタンスＸ及び位相角φが共に最大になる時の周波数を臨界周波数ｆCといい、伝導導体である生体の１つの電気特性値である。この臨界周波数ｆCを超えると、細胞膜と組織界面が容量性能力を失うようになり、これにつれてリアクタンスＸが減少する。非常に高い周波数ｆHでは、生体電気インピーダンスＺは、再び純粋にレジスタンスＲと等価になる。
【０００８】
図７は、人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。この図において、Ｃmは細胞膜容量を表し、Ｒｉ及びＲｅはそれぞれ細胞内液抵抗及び細胞外液抵抗を表している。
【０００９】
低い周波数ｆLにおいては、電流は主に細胞外スペースを流れており、インピーダンスＺは細胞外液抵抗Ｒｅに等しくなる。高い周波数ｆHにおいては、電流は細胞膜を完全に通るようになり、細胞膜容量Ｃmは、実質的に短絡されているのと等価である。したがって、高い周波数ｆHでのインピーダンスＺは、合成抵抗Ｒｉ・Ｒｅ／（Ｒｉ＋Ｒｅ）に等しい。
【００１０】
以上説明した方法により、細胞内液抵抗Ｒｉと細胞外液抵抗Ｒｅとを求めることができ、これらに基づいて、被験者の体脂肪率、脂肪重量、除脂肪重量等の体脂肪の状態や体水分分布（細胞内液量、細胞外液量及びこれらの総和たる体内水分量）を推計できる。また、これらの抵抗Ｒｅ，Ｒｉの変化により、体水分分布の変化を推計できる。
【００１１】
このような各パラメータの推定・推計を任意に選択された複数の周波数の微小正弦波電流を生体に投入し、得られた信号をデジタル信号処理して行う生体電気インピーダンス測定装置としては、特表平６−５０６８５４号公報に記載のものが知られている。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
また、本発明に関連する公知技術として、特表平８−５０２４３０号公報には、人体の検査方法が開示されている。ここでは、心拍の動きに応じて変動する生体電気インピーダンスを複数の周波数に関して測定している。
上記検査方法により、心拍の大きさという心機能の一面を知ることができる。しかし、生体電気インピーダンス法を用いて心臓の活性度に関連する心機能の多面的特性を測定できることが望まれる。
本発明の目的は、生体電気インピーダンス法を利用して心臓の活性度に関連する心機能を測定することができる循環器測定装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の循環器測定装置は、測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測定信号を被験者の体に投入した際に流れる電流を測定する電流測定手段と、前記被験者の体の所定の表面部位間で発生する電位差を測定する電圧測定手段と、前記電流測定手段によって測定された電流値と前記電圧測定手段によって測定された電圧値とから、２つの周波数の測定信号に対する２次元上の生体電気特性の時間変化を演算する演算手段と、を備える。
これにより、生体電気特性の細胞外液による影響と細胞内液による影響の相互の関係を視覚的に見やすい形態で表示することができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面と対応して詳細に説明する。本実施の形態では、循環器測定装置を生体電気インピーダンス測定装置として実現した場合を例に説明する。
【００１８】
図１は、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。本生体電気インピーダンス測定装置は、キーボード１、測定処理部２、ＣＰＵ３（中央演算処理装置）、表示部４、ＲＡＭ５、及びＲＯＭ６により構成される。
【００１９】
キーボード１は、測定者が測定開始を指示するための測定開始スイッチ、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴項目の入力、測定間隔ｔ等を測定目的に応じて設定／設定変更するための各種キーから構成される。キーボード１から供給される各キーの操作データは、キーコード発生回路（図示せず）でキーコード変換されてＣＰＵ３に供給される。
【００２０】
測定処理部２は、被験者の体Ｂにプローブ電流Ｉａを測定信号として送出し、これにより被験者の体Ｂから得られる電圧電流情報をデジタル処理する。
ＣＰＵ３は、本生体電気インピーダンス測定装置全体を制御すると共に、測定処理部２の処理結果に基づいて人体の生体電気インピーダンス、さらには、体脂肪率、体内水分分布に関する各種物理量を算出する。
【００２１】
本実施の形態では、ＣＰＵ３は、算出した生体電気インピーダンスからインピーダンス軌跡を求め、ある周波数での生体電気インピーダンスの時間変化から、以下の物理量を算出する。生体電気インピーダンスの振幅波形において、（１）山となる値（極大値、たとえば図２の点Ａ）、（２）谷となる値（極小値、たとえば図２の点Ｂ）、（３）山から谷への遷移時間Ｔ１、（４）谷から山への遷移時間Ｔ２、（５）周期Ｔ１＋Ｔ２。これらは、生体電気インピーダンスが心臓の鼓動に依存することを利用して算出するものであり、この相関については後述する。
【００２２】
表示部４は、ＣＰＵ３により算出された被験者の体Ｂの生体電気インピーダンス、さらには、体脂肪率及び体内水分量等を表示する。特に、表示部４は、ＣＰＵ３からの指示に基づいて、生体電気インピーダンスの波形、さらには、上記５項目に対応する数値等を表示する。
【００２３】
ＲＯＭ６は、ＣＰＵ３の処理プログラムを固定的に記憶する。ＲＡＭ５は、各種データ（たとえば、被験者の身長、体重、性別、細胞外液又は細胞内液の量等）を一時的に記憶するデータ領域、及びＣＰＵ３の作業領域が設定される。特に、ＲＡＭ５は、ＣＰＵ３により算出された生体電気インピーダンスの波形データ、さらには、上記５項目に対応する数値等を一時的に記憶する。
【００２４】
図２は、生体電気インピーダンスと心拍との関係について説明する図である。この図は、インピーダンス軌跡（図４参照）でのある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間に対する振幅変化を示している。
【００２５】
生体電気インピーダンスの振幅変化と心臓の鼓動の変化とは実質的に同期しており、その波形の形状は類似している。具体的には、生体電気インピーダンスが迅速に低下するタイミングと、心臓が収縮を開始するタイミングとは対応している。また、生体電気インピーダンスの変動幅の大きさと、心臓の大きさ及びその収縮の大きさとは相関がある。
【００２６】
測定信号の周波数が低い場合、測定信号は、人体の細胞外スペースの中だけをダイレクトに流れる（図７参照）。これは、心臓から流れる血液が存在するところを電流が流れることになり、測定信号が流れるパスは血液の状態変化の影響を受けやすい。この場合、生体電気インピーダンスの振幅変化の大きさと、心臓の容積の大きさとが相関を持つ。
【００２７】
また、測定信号の周波数が高い場合には、測定信号は全体のパス、すなわち細胞外スペースだけでなく細胞膜を通して流れる。この場合、生体電気インピーダンスの変化は小さい。
以上から、本実施の形態では、生体電気インピーダンスと心拍の相関を利用して、上記５項目を心臓の特徴を示す物理量として算出し、利用者に提供する。
【００２８】
つぎに、測定処理部２の詳細構成について説明する。測定処理部２は、出力処理回路と入力処理回路とにより構成される。
出力処理回路は、ＰＩＯ（パラレル・インタフェース）７１、測定信号発生器７２、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）７３、カップリングコンデンサ７４を含む。
また、入力処理回路は、カップリングコンデンサ８０ａ，８０ｂ，９０、差動増幅器８１、電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器９１、アナログのアンチエリアシングフィルタであるＬＰＦ８２，９２、Ａ／Ｄ変換器８３，９３、及びサンプリングメモリ（リングバッファ）８４，９４を含む。
【００２９】
はじめに、出力処理回路に関して説明する。
測定信号発生器７２は、バスライン等でＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３と接続され、その出力抵抗は、発生する信号周波数の全ての領域にわたり１０ｋΩ以上である。測定信号発生器７２は、ＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３からの信号発生指示を入力し、最長線形信号（Ｍ系列：Maximal Linear Codes系列）のプローブ電流Ｉａを所定回数繰返し生成する。生成されたプローブ電流Ｉａは、ＬＰＦ７３に入力される。
【００３０】
測定信号発生器７２からのプローブ電流Ｉａは、ＬＰＦ７３及びカップリングコンデンサ７４により、その高周波ノイズ成分及び直流成分が除去され、測定信号として表面電極Ｈｃに送出され、被験者の体Ｂ（図３参照）に送出される。プローブ電流の値は、例えば５００〜８００μＡである。
【００３１】
さらに、本実施の形態では、プローブ電流Ｉａ（測定信号）の繰返し回数は、信号発生指示１回当たり１〜２５６回である。この繰返し回数も測定者がキーボード１を用いて任意に設定できるようにしてもよい。繰返し回数は、多いほど精度が高くなるが、微小電流とはいえ、長時間連続して人体に流した場合、人体に悪影響を及ぼす虞があるので、１〜２５６回が好ましい。
【００３２】
ここで、Ｍ系列信号について説明する。Ｍ系列信号は、スペクトル拡散通信方式やスペクトル拡散測距システムにおいて一般的に用いられる符号信号であって、ある長さのシフトレジスタ又は遅延素子によって生成される符号系列のうち、最長のものをいう。
【００３３】
長さが（２n−１）ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号を生成する２値のＭ系列信号発生器は、ｎ段のシフトレジスタと、そのｎ段の状態の論理的結合をシフトレジスタの入力へ帰還する論理回路（排他的論理回路）とから構成される。あるサンプル時刻（クロック時刻）におけるＭ系列信号発生器の出力及び各段の状態は、直前のサンプル時刻における帰還段の出力の関数である。
【００３４】
このＭ系列信号を用いたプローブ電流Ｉａは、多くの周波数成分を含むにも係わらず１ｍ秒程度にエネルギーが分散するため、生体を損傷することなく、また、脈や呼吸の周期より十分に短い時間間隔で発生するので、これらの影響を受けることもない。また、Ｍ系列信号は、周波数スペクトルの振幅が全周波数帯域にわたって略フラットであるので、ＳＮ比の周波数特性も略フラットである。
【００３５】
図３は、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の使用状態を模式的に示す図である。ここでは、上述した出力処理回路、後述する入力処理回路の各々と被験者の体Ｂとの接続について簡単に説明する。
【００３６】
表面電極Ｈｃは、測定時、被験者の右の手甲部Ｈに導電可能に吸着方式により貼り付けられ、表面電極Ｌｃは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。それゆえ、測定信号は、被験者の右手の部分から体Ｂに入る。
また、表面電極Ｈｐは、被験者の右の手甲部Ｈに吸着方式により、導電可能に貼り付けられ、表面電極Ｌｐは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。
このとき、表面電極Ｈｃ，Ｌｃを、表面電極Ｈｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃは、測定用ケーブル１０によって生体電気インピーダンス測定装置に接続されている。
【００３７】
つぎに、入力処理回路について説明する。
表面電極Ｈｐは、被験者の右の手甲部Ｈに吸着方式により、導電可能に貼り付けられ、一方、表面電極Ｌｐは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。
【００３８】
差動増幅器８１（図１参照）は、２つの表面電極Ｈｐ，Ｌｐ間の電位（電位差）を検出する。すなわち、差動増幅器８１は、測定信号が被験者の体Ｂに送出されると、被験者の右手足間の電圧Ｖｐを検出し、ＬＰＦ８２へ入力する。この電圧Ｖｐは、表面電極Ｈｐと表面電極Ｌｐとの間における被験者の体Ｂの生体電気インピーダンスによる電圧降下である。
【００３９】
ＬＰＦ８２は、上記電圧Ｖｐから高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器８３に供給する。ＬＰＦ８２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器８３のサンプリング周波数の半分より低い。これにより、Ａ／Ｄ変換器８３によるＡ／Ｄ変換処理で発生する折り返し雑音が除去される。
【００４０】
Ａ／Ｄ変換器８３は、ＣＰＵ３からデジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが除去された電圧Ｖｐを所定のサンプリング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電圧Ｖｐをサンプリング周期毎にサンプリングメモリ８４へ供給する。
【００４１】
つぎに、表面電極Ｌｃ（図３参照）は、被験者の右の足甲部Ｌに吸着方式により貼り付けられる。表面電極Ｌｃとカップリングコンデンサ９０（図１参照）との間は、同軸ケーブル（図示せず）で接続されており、同軸ケーブルのシールド部は接地されている。
【００４２】
Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈｃ，Ｌｃ間に流れる電流を検出して電圧に変換する。すなわち、Ｉ／Ｖ変換器９１は、測定信号（プローブ電流Ｉａ）が被験者の体Ｂに送出されると、被験者の右手足間を流れるプローブ電流Ｉａを検出し、電圧Ｖｃに変換した後、ＬＰＦ９２へ供給する。
【００４３】
ＬＰＦ９２は、入力された電圧Ｖｃから高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器９３へ供給する。ＬＰＦ９２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器９３のサンプリング周波数の半分より低い。この場合も、Ａ／Ｄ変換器９３によるＡ／Ｄ変換処理で発生する折り返し雑音が除去される。
【００４４】
Ａ／Ｄ変換器９３は、ＣＰＵ３からデジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが除去された電圧Ｖｃを所定のサンプリング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電圧Ｖｃをサンプリング周期毎にサンプリングメモリ９４へ供給する。
【００４５】
ＣＰＵ３は、ＲＯＭ６に記憶された処理プログラムに従って、上述した測定処理部２による測定を開始し、所定のサンプリング周期で、検出電圧Ｖｐ，Ｖｃを所定の回数サンプリングした後、測定を停止する制御を行う他、以下の処理を行う。
はじめに、サンプリングメモリ８４，９４に格納された、時間の関数である電圧Ｖｐ，Ｖｃを逐次読み出してそれぞれフーリエ変換処理する。これにより、周波数の関数である電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは測定周波数）に変換した後、平均化を行い周波数毎の生体電気インピーダンスＺ（ｆ）[＝Ｖｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ）]を算出する。
【００４６】
つぎに、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の動作を説明する。
まず、測定に先だって、図３に示すように、２個の表面電極Ｈｃ，Ｈｐを被験者の右の手甲部Ｈに、２個の表面電極Ｌｐ，Ｌｃを被験者の右の足甲部Ｌにそれぞれ吸着方式により貼り付ける。このとき、表面電極Ｈｃ，Ｌｃを、表面電極Ｈｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。
【００４７】
つぎに、測定者（又は被験者自身）が、生体電気インピーダンス測定装置のキーボード１を用いて、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の身体条件を入力すると共に、測定間隔ｔ等を設定する。キーボード１から入力されたデータ及び設定値は、ＲＡＭ５に記憶される。
【００４８】
つぎに、測定者（又は被験者自身）により、キーボード１の測定開始スイッチがオンされる。ＣＰＵ３は、まず所定の初期設定を行った後、測定信号発生器７２に信号発生指示信号を送出する。この初期設定には、上述したインピーダンス軌跡Ｄ（図５参照）における全サンプル数、Ａ／Ｄ変換器８３，９３のサンプリング周期、デジタル変換信号Ｓｄの発生タイミングを算出する処理等が含まれる。
【００４９】
これにより、測定信号発生器７２は、プローブ電流Ｉａ（測定信号）を所定回数繰り返し生成し、ＬＰＦ７３、カップリングコンデンサ７４、２重シールド線である測定用ケーブル１０を介して、被験者の手甲部Ｈに貼り付けられた表面電極Ｈｃ（図３参照）に測定信号を送出する。これにより、５００〜８００μＡ程度の測定信号が表面電極Ｈｃから被験者の体Ｂを流れる。
【００５０】
測定信号Ｉａが被験者の体Ｂに投入されると、測定処理部２の差動増幅器８１において、表面電極Ｈｐ，Ｌｐが貼り付けられた右手足間で生じた電圧Ｖｐが検出され、ＬＰＦ８２を経て、Ａ／Ｄ変換器８３へ供給される。一方、Ｉ／Ｖ変換器９１では、表面電極Ｈｃ，Ｌｃが貼り付けられた右手足間を流れるプローブ電流Ｉａが検出され、電圧Ｖｃに変換された後、ＬＰＦ９２を経てＡ／Ｄ変換器９３へ供給される。このとき、ＣＰＵ３からは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器８３，９３に対してデジタル変換信号Ｓｄが供給される。
【００５１】
Ａ／Ｄ変換器８３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｐをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ８４へ供給する。サンプリングメモリ８４は、デジタル化された電圧Ｖｐを順次記憶する。一方、Ａ／Ｄ変換器９３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｃをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ９４へ供給する。サンプリングメモリ９４は、デジタル化された電圧Ｖｃを順次記憶する。
【００５２】
ＣＰＵ３は、プローブ電流（測定信号）Ｉａの繰返回数が、予め設定された回数に達すると、測定を停止する制御を行った後、まず、サンプリングメモリ８４，９４に格納された、時間の関数である電圧Ｖｐ，Ｖｃを逐次読み出してそれぞれフーリエ変換処理により、周波数の関数である電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは周波数）に変換した後、平均化を行って、周波数毎の生体電気インピーダンスＺ（ｆ）（＝Ｖｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ））を算出する。
【００５３】
つぎに、ＣＰＵ３は、算出された周波数毎の上記生体電気インピーダンスＺ（ｆ）に基づいて、最小二乗法等の演算手法によりカーブフィッティングを行い、図５に示すインピーダンス軌跡Ｄを求め、得られたインピーダンス軌跡Ｄから、被験者の体Ｂの周波数０時の生体電気インピーダンスＲ0と、周波数無限大時の生体電気インピーダンスＲ∞（インピーダンス軌跡Ｄの円弧がＸ軸と交わる点のＸ軸座標値に相当）とを算出し、算出結果から被験者の体Ｂの細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とを算出する。
【００５４】
さらに、ＣＰＵ３は、算出された細胞内液抵抗と細胞外液抵抗、及びキーボード１から入力された被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴データ等に基づいて、予め処理プログラムの中に組み込まれてある身体組成推定式を駆使して、被験者の体Ｂの体脂肪率、脂肪重量、除脂肪重量、細胞内液抵抗、細胞外液抵抗及びこれらの総和たる体内水分量（体液量）の各量を算出する。
上述したように、本実施の形態では、インピーダンス軌跡における、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化（図２参照）から上述した５項目を算出する。
【００５５】
具体的には、ＣＰＵ３は、インピーダンス軌跡における、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間的な振幅変化を表示部４に表示する。ここで、該振幅変化における極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を算出し、これらの数値をＲＡＭ５に記憶すると共に、表示部４に表示する。
【００５６】
以上、この発明の実施の形態を図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこれらの実施の形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計の変更等があってもよい。
【００５７】
たとえば、上記実施の形態では、表面電極Ｈｃ及び表面電極Ｌｃを介して被験者に投入される電流値を測定し、また、表面電極Ｈｐ及び表面電極Ｌｐを介して所定の２ヶ所の表面部位間に生じる電圧値を測定している。本発明はこれに限定されず、たとえば、表面電極Ｈｃ及び表面電極Ｌｃにより上記電流値及び電圧値を測定するように構成してもよく（いわゆる２端子法）、表面電極の数は本発明を限定するものではない。また、電極の取り付け箇所は、手や足には限定されない。
【００５８】
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３がフーリエ変換処理を行っているが、本発明を限定するものではなく、時間領域で示される関数を周波数領域で示される関数に変換するような演算手法を用いるものであればよい。
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３は生体電気インピーダンスを算出し、インピーダンス軌跡における特定の周波数での生体電気インピーダンスの時間変化に注目している。本発明はこれらに限定されず、細胞外液抵抗及び細胞内液抵抗（生体電気インピーダンスに含む）の時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を心臓の特徴を知る物理量として算出する構成としてもよい。
【００５９】
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３は、生体電気インピーダンスを算出しているが、これに代えて生体電気アドミッタンスを算出する構成としてもよい。この場合、アドミッタンス軌跡におけるある周波数での生体電気アドミッタンス又は細胞外液抵抗及び細胞内液抵抗の時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を心臓の特徴を知る物理量として算出する構成としてもよい。
【００６０】
以上より本発明の循環器測定装置は、測定信号供給手段（測定信号発生器７２等）、電流測定手段（Ｉ／Ｖ変換器９１等）、電圧測定手段（差動増幅器８１等）、及び演算手段（ＣＰＵ３等）により構成される。
【００６１】
測定信号供給手段は、測定信号を生成し、被験者の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けた表面電極Ｈｃ，Ｌｃを介して、測定信号を被験者に投入する。電流測定手段は、被験者に投入される測定信号の電流値を測定する。電圧測定手段は、被験者の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位間に生じる電圧値を測定する。演算手段は、電流及び電圧測定手段により各々測定された電流値及び電圧値により、被験者の表面部位間の生体電気インピーダンス又はアドミッタンスを算出する。
【００６２】
ここで、演算手段は、特定の周波数での生体電気インピーダンス又はアドミッタンスの時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、又は周期を算出して出力制御する。この場合、ＣＰＵ３は、生体電気インピーダンス又はアドミッタンスの時間変化（図２参照）、及び算出した数値を表示部４に表示する。
また、上記場合には、インピーダンス軌跡における周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち上述した５項目を算出しているが、本発明はこれに限定されない。この点に関して以下に説明する。
【００６３】
はじめに、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち、各心拍に対応する波形毎の平均値及び／又は標準偏差を算出する構成としてもよい。この場合、ＣＰＵ３は、各心拍に対応する期間（たとえば、図２の期間Ｔ１＋Ｔ２）での各波形の振幅の平均値及び／又は標準偏差を各々算出し、表示部４に表示する。
【００６４】
つぎに、生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち、周期毎の波形の重ね合わせ表示を行う構成としてもよい。これは心拍に対応する期間（たとえば、図２の期間Ｔ１＋Ｔ２）の各波形を時系列順に重ね合わせ表示する。
【００６５】
図５は、本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。この場合の具体的な処理として、ＣＰＵ３は、図５に示すように振幅の極小値−極大値−極小値間の波形を心拍に対応する波形として重ね合わせて表示部４に表示する。
この重ね合わせ表示により、被験者の年齢や体調を知ることができる。たとえば、年を取ると重ね合わせのばらつきがなくなり、一本の線に近くなる。また、ストレスが溜まると重ね合わせのばらつきがなくなる。
【００６６】
つぎに、インピーダンス軌跡上の複数の周波数ｆ1，ｆ2，・・・，ｆnでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2），・・・，Ｚ（ｆn）に関して、上述した５項目、さらには各心拍に対応する波形毎の平均値及び／又は標準偏差を各々算出する構成としてもよい。
つぎに、２つの周波数ｆ1，ｆ2に関して生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の振幅を２次元表示する構成としてもよい。
【００６７】
図６は、本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
この例では、各周波数ｆ1，ｆ2での生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の振幅が２次元表示されている。図６の例では、生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の２次元表示が楕円状となる関係を有していることが示されており、２つの周波数を選択して、その生体電気インピーダンスの振幅を２次元表示することで心臓の特徴となる情報を利用者に提供することができる。
【００６８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の循環器測定装置によれば、生体電気インピーダンスを利用して心臓の活性度に関連する物理量を測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。
【図２】生体電気インピーダンスと心拍との関係について説明する図である。
【図３】本発明の実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の使用状態を模式的に示す図である。
【図４】インピーダンス軌跡を説明する図である。
【図５】本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
【図６】本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
【図７】人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。
【符号の説明】
１ キーボード
２ 測定処理部
３ ＣＰＵ
４ 表示部
５ ＲＡＭ
６ ＲＯＭ
１０ 測定用ケーブル
７１ ＰＩＯ
７２ 測定信号発生器
７３ ＬＰＦ
７４，８０ａ，８０ｂ，９０ カップリングコンデンサ
８１ 差動増幅器
８２，９２ ＬＰＦ
８３，９３ Ａ／Ｄ変換器
８４，９４ サンプリングメモリ
Ｈｃ，Ｌｃ，Ｈｐ，Ｌｐ 表面電極
【発明の属する技術分野】
本発明は、循環器測定装置に関し、特に、生体電気インピーダンス法に基づいて、生体電気インピーダンスから心拍に関連する物理量を測定することができる循環器測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
本出願人は、かつて生体電気インピーダンス測定装置として、Ｍ系列符号を使用した装置を出願した（特開平１０−１４８９８号公報）。その発明では、４端子Ａ／Ｄコンバートされた信号をフーリエ変換することにより、多くの周波数での生体電気インピーダンスを測定して細胞内外の水分量情報を算出している。この装置では明細書には記載していないが、信号のＳＮ比を向上させるため、Ｍ系列信号を多数回出力させ、各信号の同期加算を行っている。
【０００３】
以下、その従来技術を説明する。近年、人間や動物の身体組成を評価する目的で、生体の電気特性に関する研究が行われている。生体の電気特性は、組織又は臓器の種類によって著しく異なっており、例えばヒトの場合、血液の電気抵抗率は１５０Ω・ｃｍ前後であるのに対して、骨や脂肪の電気抵抗率は１〜５ｋΩ・ｃｍもある。この生体の電気特性は、生体電気インピーダンスと呼ばれ、生体の体表面に装着された複数の電極間に微小電流を流すことにより測定される。
【０００４】
このようにして得られた生体電気インピーダンスから被験者の体水分分布や体脂肪率、体脂肪量を推計する方法を生体電気インピーダンス法という。（「身体組成の評価法としての生体電気インピーダンス法」，Baumgartner, R.N., etc.著、「生体電気インピーダンスとその臨床応用」，医用電子と生体工学，金井寛著，20（3）Jun 1982、「インピーダンス法による体肢の水分分布の推定とその応用」，医用電子と生体工学，波江野誠著，23（6）1985、「インピーダンス法による膀胱内尿量の長時間計測」，人間工学，口ノ町康夫等著，28（3）1992等参照）。
【０００５】
生体電気インピーダンスは、生体中のイオンによって搬送される電流に対する生体の抵抗（レジスタンス）と、細胞膜、組織界面、あるいは非イオン化組織によって作り出される様々な種類の分極プロセスと関連したリアクタンスとから構成される。リアクタンスの逆数であるキャパシタンスは、電圧よりも電流に時間的遅れをもたらし、位相のずれ（フェーズシフト）を作り出すが、この値はレジスタンスに対するリアクタンスの比率の逆正接角（アークタンジェント）、すなわち、電気位相角として幾何学的に定量される。
【０００６】
これら生体電気インピーダンスＺ、レジスタンスＲ、リアクタンスＸ及び電気位相角φは、周波数に依存している。非常に低い周波数ｆLでは、細胞膜と組織界面の生体電気インピーダンスＺは、電気を伝導するには高すぎる。したがって、電気は細胞外壁を通してのみ流れ、測定される生体電気インピーダンスＺは純粋にレジスタンスＲである。
【０００７】
つぎに、周波数が増加するにつれて、電流は細胞膜を貫通するようになり、リアクタンスＸが高くなって位相角φを広げることになる。生体電気インピーダンスＺの大きさは、Ｚ2＝Ｒ2＋Ｘ2によって定義されるベクトルの値に等しい。リアクタンスＸ及び位相角φが共に最大になる時の周波数を臨界周波数ｆCといい、伝導導体である生体の１つの電気特性値である。この臨界周波数ｆCを超えると、細胞膜と組織界面が容量性能力を失うようになり、これにつれてリアクタンスＸが減少する。非常に高い周波数ｆHでは、生体電気インピーダンスＺは、再び純粋にレジスタンスＲと等価になる。
【０００８】
図７は、人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。この図において、Ｃmは細胞膜容量を表し、Ｒｉ及びＲｅはそれぞれ細胞内液抵抗及び細胞外液抵抗を表している。
【０００９】
低い周波数ｆLにおいては、電流は主に細胞外スペースを流れており、インピーダンスＺは細胞外液抵抗Ｒｅに等しくなる。高い周波数ｆHにおいては、電流は細胞膜を完全に通るようになり、細胞膜容量Ｃmは、実質的に短絡されているのと等価である。したがって、高い周波数ｆHでのインピーダンスＺは、合成抵抗Ｒｉ・Ｒｅ／（Ｒｉ＋Ｒｅ）に等しい。
【００１０】
以上説明した方法により、細胞内液抵抗Ｒｉと細胞外液抵抗Ｒｅとを求めることができ、これらに基づいて、被験者の体脂肪率、脂肪重量、除脂肪重量等の体脂肪の状態や体水分分布（細胞内液量、細胞外液量及びこれらの総和たる体内水分量）を推計できる。また、これらの抵抗Ｒｅ，Ｒｉの変化により、体水分分布の変化を推計できる。
【００１１】
このような各パラメータの推定・推計を任意に選択された複数の周波数の微小正弦波電流を生体に投入し、得られた信号をデジタル信号処理して行う生体電気インピーダンス測定装置としては、特表平６−５０６８５４号公報に記載のものが知られている。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
また、本発明に関連する公知技術として、特表平８−５０２４３０号公報には、人体の検査方法が開示されている。ここでは、心拍の動きに応じて変動する生体電気インピーダンスを複数の周波数に関して測定している。
上記検査方法により、心拍の大きさという心機能の一面を知ることができる。しかし、生体電気インピーダンス法を用いて心臓の活性度に関連する心機能の多面的特性を測定できることが望まれる。
本発明の目的は、生体電気インピーダンス法を利用して心臓の活性度に関連する心機能を測定することができる循環器測定装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の循環器測定装置は、測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測定信号を被験者の体に投入した際に流れる電流を測定する電流測定手段と、前記被験者の体の所定の表面部位間で発生する電位差を測定する電圧測定手段と、前記電流測定手段によって測定された電流値と前記電圧測定手段によって測定された電圧値とから、２つの周波数の測定信号に対する２次元上の生体電気特性の時間変化を演算する演算手段と、を備える。
これにより、生体電気特性の細胞外液による影響と細胞内液による影響の相互の関係を視覚的に見やすい形態で表示することができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面と対応して詳細に説明する。本実施の形態では、循環器測定装置を生体電気インピーダンス測定装置として実現した場合を例に説明する。
【００１８】
図１は、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。本生体電気インピーダンス測定装置は、キーボード１、測定処理部２、ＣＰＵ３（中央演算処理装置）、表示部４、ＲＡＭ５、及びＲＯＭ６により構成される。
【００１９】
キーボード１は、測定者が測定開始を指示するための測定開始スイッチ、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴項目の入力、測定間隔ｔ等を測定目的に応じて設定／設定変更するための各種キーから構成される。キーボード１から供給される各キーの操作データは、キーコード発生回路（図示せず）でキーコード変換されてＣＰＵ３に供給される。
【００２０】
測定処理部２は、被験者の体Ｂにプローブ電流Ｉａを測定信号として送出し、これにより被験者の体Ｂから得られる電圧電流情報をデジタル処理する。
ＣＰＵ３は、本生体電気インピーダンス測定装置全体を制御すると共に、測定処理部２の処理結果に基づいて人体の生体電気インピーダンス、さらには、体脂肪率、体内水分分布に関する各種物理量を算出する。
【００２１】
本実施の形態では、ＣＰＵ３は、算出した生体電気インピーダンスからインピーダンス軌跡を求め、ある周波数での生体電気インピーダンスの時間変化から、以下の物理量を算出する。生体電気インピーダンスの振幅波形において、（１）山となる値（極大値、たとえば図２の点Ａ）、（２）谷となる値（極小値、たとえば図２の点Ｂ）、（３）山から谷への遷移時間Ｔ１、（４）谷から山への遷移時間Ｔ２、（５）周期Ｔ１＋Ｔ２。これらは、生体電気インピーダンスが心臓の鼓動に依存することを利用して算出するものであり、この相関については後述する。
【００２２】
表示部４は、ＣＰＵ３により算出された被験者の体Ｂの生体電気インピーダンス、さらには、体脂肪率及び体内水分量等を表示する。特に、表示部４は、ＣＰＵ３からの指示に基づいて、生体電気インピーダンスの波形、さらには、上記５項目に対応する数値等を表示する。
【００２３】
ＲＯＭ６は、ＣＰＵ３の処理プログラムを固定的に記憶する。ＲＡＭ５は、各種データ（たとえば、被験者の身長、体重、性別、細胞外液又は細胞内液の量等）を一時的に記憶するデータ領域、及びＣＰＵ３の作業領域が設定される。特に、ＲＡＭ５は、ＣＰＵ３により算出された生体電気インピーダンスの波形データ、さらには、上記５項目に対応する数値等を一時的に記憶する。
【００２４】
図２は、生体電気インピーダンスと心拍との関係について説明する図である。この図は、インピーダンス軌跡（図４参照）でのある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間に対する振幅変化を示している。
【００２５】
生体電気インピーダンスの振幅変化と心臓の鼓動の変化とは実質的に同期しており、その波形の形状は類似している。具体的には、生体電気インピーダンスが迅速に低下するタイミングと、心臓が収縮を開始するタイミングとは対応している。また、生体電気インピーダンスの変動幅の大きさと、心臓の大きさ及びその収縮の大きさとは相関がある。
【００２６】
測定信号の周波数が低い場合、測定信号は、人体の細胞外スペースの中だけをダイレクトに流れる（図７参照）。これは、心臓から流れる血液が存在するところを電流が流れることになり、測定信号が流れるパスは血液の状態変化の影響を受けやすい。この場合、生体電気インピーダンスの振幅変化の大きさと、心臓の容積の大きさとが相関を持つ。
【００２７】
また、測定信号の周波数が高い場合には、測定信号は全体のパス、すなわち細胞外スペースだけでなく細胞膜を通して流れる。この場合、生体電気インピーダンスの変化は小さい。
以上から、本実施の形態では、生体電気インピーダンスと心拍の相関を利用して、上記５項目を心臓の特徴を示す物理量として算出し、利用者に提供する。
【００２８】
つぎに、測定処理部２の詳細構成について説明する。測定処理部２は、出力処理回路と入力処理回路とにより構成される。
出力処理回路は、ＰＩＯ（パラレル・インタフェース）７１、測定信号発生器７２、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）７３、カップリングコンデンサ７４を含む。
また、入力処理回路は、カップリングコンデンサ８０ａ，８０ｂ，９０、差動増幅器８１、電流／電圧（Ｉ／Ｖ）変換器９１、アナログのアンチエリアシングフィルタであるＬＰＦ８２，９２、Ａ／Ｄ変換器８３，９３、及びサンプリングメモリ（リングバッファ）８４，９４を含む。
【００２９】
はじめに、出力処理回路に関して説明する。
測定信号発生器７２は、バスライン等でＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３と接続され、その出力抵抗は、発生する信号周波数の全ての領域にわたり１０ｋΩ以上である。測定信号発生器７２は、ＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３からの信号発生指示を入力し、最長線形信号（Ｍ系列：Maximal Linear Codes系列）のプローブ電流Ｉａを所定回数繰返し生成する。生成されたプローブ電流Ｉａは、ＬＰＦ７３に入力される。
【００３０】
測定信号発生器７２からのプローブ電流Ｉａは、ＬＰＦ７３及びカップリングコンデンサ７４により、その高周波ノイズ成分及び直流成分が除去され、測定信号として表面電極Ｈｃに送出され、被験者の体Ｂ（図３参照）に送出される。プローブ電流の値は、例えば５００〜８００μＡである。
【００３１】
さらに、本実施の形態では、プローブ電流Ｉａ（測定信号）の繰返し回数は、信号発生指示１回当たり１〜２５６回である。この繰返し回数も測定者がキーボード１を用いて任意に設定できるようにしてもよい。繰返し回数は、多いほど精度が高くなるが、微小電流とはいえ、長時間連続して人体に流した場合、人体に悪影響を及ぼす虞があるので、１〜２５６回が好ましい。
【００３２】
ここで、Ｍ系列信号について説明する。Ｍ系列信号は、スペクトル拡散通信方式やスペクトル拡散測距システムにおいて一般的に用いられる符号信号であって、ある長さのシフトレジスタ又は遅延素子によって生成される符号系列のうち、最長のものをいう。
【００３３】
長さが（２n−１）ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号を生成する２値のＭ系列信号発生器は、ｎ段のシフトレジスタと、そのｎ段の状態の論理的結合をシフトレジスタの入力へ帰還する論理回路（排他的論理回路）とから構成される。あるサンプル時刻（クロック時刻）におけるＭ系列信号発生器の出力及び各段の状態は、直前のサンプル時刻における帰還段の出力の関数である。
【００３４】
このＭ系列信号を用いたプローブ電流Ｉａは、多くの周波数成分を含むにも係わらず１ｍ秒程度にエネルギーが分散するため、生体を損傷することなく、また、脈や呼吸の周期より十分に短い時間間隔で発生するので、これらの影響を受けることもない。また、Ｍ系列信号は、周波数スペクトルの振幅が全周波数帯域にわたって略フラットであるので、ＳＮ比の周波数特性も略フラットである。
【００３５】
図３は、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の使用状態を模式的に示す図である。ここでは、上述した出力処理回路、後述する入力処理回路の各々と被験者の体Ｂとの接続について簡単に説明する。
【００３６】
表面電極Ｈｃは、測定時、被験者の右の手甲部Ｈに導電可能に吸着方式により貼り付けられ、表面電極Ｌｃは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。それゆえ、測定信号は、被験者の右手の部分から体Ｂに入る。
また、表面電極Ｈｐは、被験者の右の手甲部Ｈに吸着方式により、導電可能に貼り付けられ、表面電極Ｌｐは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。
このとき、表面電極Ｈｃ，Ｌｃを、表面電極Ｈｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃは、測定用ケーブル１０によって生体電気インピーダンス測定装置に接続されている。
【００３７】
つぎに、入力処理回路について説明する。
表面電極Ｈｐは、被験者の右の手甲部Ｈに吸着方式により、導電可能に貼り付けられ、一方、表面電極Ｌｐは、右の足甲部Ｌに吸着方式により導電可能に貼り付けられる。
【００３８】
差動増幅器８１（図１参照）は、２つの表面電極Ｈｐ，Ｌｐ間の電位（電位差）を検出する。すなわち、差動増幅器８１は、測定信号が被験者の体Ｂに送出されると、被験者の右手足間の電圧Ｖｐを検出し、ＬＰＦ８２へ入力する。この電圧Ｖｐは、表面電極Ｈｐと表面電極Ｌｐとの間における被験者の体Ｂの生体電気インピーダンスによる電圧降下である。
【００３９】
ＬＰＦ８２は、上記電圧Ｖｐから高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器８３に供給する。ＬＰＦ８２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器８３のサンプリング周波数の半分より低い。これにより、Ａ／Ｄ変換器８３によるＡ／Ｄ変換処理で発生する折り返し雑音が除去される。
【００４０】
Ａ／Ｄ変換器８３は、ＣＰＵ３からデジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが除去された電圧Ｖｐを所定のサンプリング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電圧Ｖｐをサンプリング周期毎にサンプリングメモリ８４へ供給する。
【００４１】
つぎに、表面電極Ｌｃ（図３参照）は、被験者の右の足甲部Ｌに吸着方式により貼り付けられる。表面電極Ｌｃとカップリングコンデンサ９０（図１参照）との間は、同軸ケーブル（図示せず）で接続されており、同軸ケーブルのシールド部は接地されている。
【００４２】
Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈｃ，Ｌｃ間に流れる電流を検出して電圧に変換する。すなわち、Ｉ／Ｖ変換器９１は、測定信号（プローブ電流Ｉａ）が被験者の体Ｂに送出されると、被験者の右手足間を流れるプローブ電流Ｉａを検出し、電圧Ｖｃに変換した後、ＬＰＦ９２へ供給する。
【００４３】
ＬＰＦ９２は、入力された電圧Ｖｃから高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変換器９３へ供給する。ＬＰＦ９２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器９３のサンプリング周波数の半分より低い。この場合も、Ａ／Ｄ変換器９３によるＡ／Ｄ変換処理で発生する折り返し雑音が除去される。
【００４４】
Ａ／Ｄ変換器９３は、ＣＰＵ３からデジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが除去された電圧Ｖｃを所定のサンプリング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電圧Ｖｃをサンプリング周期毎にサンプリングメモリ９４へ供給する。
【００４５】
ＣＰＵ３は、ＲＯＭ６に記憶された処理プログラムに従って、上述した測定処理部２による測定を開始し、所定のサンプリング周期で、検出電圧Ｖｐ，Ｖｃを所定の回数サンプリングした後、測定を停止する制御を行う他、以下の処理を行う。
はじめに、サンプリングメモリ８４，９４に格納された、時間の関数である電圧Ｖｐ，Ｖｃを逐次読み出してそれぞれフーリエ変換処理する。これにより、周波数の関数である電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは測定周波数）に変換した後、平均化を行い周波数毎の生体電気インピーダンスＺ（ｆ）[＝Ｖｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ）]を算出する。
【００４６】
つぎに、本実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の動作を説明する。
まず、測定に先だって、図３に示すように、２個の表面電極Ｈｃ，Ｈｐを被験者の右の手甲部Ｈに、２個の表面電極Ｌｐ，Ｌｃを被験者の右の足甲部Ｌにそれぞれ吸着方式により貼り付ける。このとき、表面電極Ｈｃ，Ｌｃを、表面電極Ｈｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。
【００４７】
つぎに、測定者（又は被験者自身）が、生体電気インピーダンス測定装置のキーボード１を用いて、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の身体条件を入力すると共に、測定間隔ｔ等を設定する。キーボード１から入力されたデータ及び設定値は、ＲＡＭ５に記憶される。
【００４８】
つぎに、測定者（又は被験者自身）により、キーボード１の測定開始スイッチがオンされる。ＣＰＵ３は、まず所定の初期設定を行った後、測定信号発生器７２に信号発生指示信号を送出する。この初期設定には、上述したインピーダンス軌跡Ｄ（図５参照）における全サンプル数、Ａ／Ｄ変換器８３，９３のサンプリング周期、デジタル変換信号Ｓｄの発生タイミングを算出する処理等が含まれる。
【００４９】
これにより、測定信号発生器７２は、プローブ電流Ｉａ（測定信号）を所定回数繰り返し生成し、ＬＰＦ７３、カップリングコンデンサ７４、２重シールド線である測定用ケーブル１０を介して、被験者の手甲部Ｈに貼り付けられた表面電極Ｈｃ（図３参照）に測定信号を送出する。これにより、５００〜８００μＡ程度の測定信号が表面電極Ｈｃから被験者の体Ｂを流れる。
【００５０】
測定信号Ｉａが被験者の体Ｂに投入されると、測定処理部２の差動増幅器８１において、表面電極Ｈｐ，Ｌｐが貼り付けられた右手足間で生じた電圧Ｖｐが検出され、ＬＰＦ８２を経て、Ａ／Ｄ変換器８３へ供給される。一方、Ｉ／Ｖ変換器９１では、表面電極Ｈｃ，Ｌｃが貼り付けられた右手足間を流れるプローブ電流Ｉａが検出され、電圧Ｖｃに変換された後、ＬＰＦ９２を経てＡ／Ｄ変換器９３へ供給される。このとき、ＣＰＵ３からは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器８３，９３に対してデジタル変換信号Ｓｄが供給される。
【００５１】
Ａ／Ｄ変換器８３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｐをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ８４へ供給する。サンプリングメモリ８４は、デジタル化された電圧Ｖｐを順次記憶する。一方、Ａ／Ｄ変換器９３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｃをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ９４へ供給する。サンプリングメモリ９４は、デジタル化された電圧Ｖｃを順次記憶する。
【００５２】
ＣＰＵ３は、プローブ電流（測定信号）Ｉａの繰返回数が、予め設定された回数に達すると、測定を停止する制御を行った後、まず、サンプリングメモリ８４，９４に格納された、時間の関数である電圧Ｖｐ，Ｖｃを逐次読み出してそれぞれフーリエ変換処理により、周波数の関数である電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは周波数）に変換した後、平均化を行って、周波数毎の生体電気インピーダンスＺ（ｆ）（＝Ｖｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ））を算出する。
【００５３】
つぎに、ＣＰＵ３は、算出された周波数毎の上記生体電気インピーダンスＺ（ｆ）に基づいて、最小二乗法等の演算手法によりカーブフィッティングを行い、図５に示すインピーダンス軌跡Ｄを求め、得られたインピーダンス軌跡Ｄから、被験者の体Ｂの周波数０時の生体電気インピーダンスＲ0と、周波数無限大時の生体電気インピーダンスＲ∞（インピーダンス軌跡Ｄの円弧がＸ軸と交わる点のＸ軸座標値に相当）とを算出し、算出結果から被験者の体Ｂの細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とを算出する。
【００５４】
さらに、ＣＰＵ３は、算出された細胞内液抵抗と細胞外液抵抗、及びキーボード１から入力された被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴データ等に基づいて、予め処理プログラムの中に組み込まれてある身体組成推定式を駆使して、被験者の体Ｂの体脂肪率、脂肪重量、除脂肪重量、細胞内液抵抗、細胞外液抵抗及びこれらの総和たる体内水分量（体液量）の各量を算出する。
上述したように、本実施の形態では、インピーダンス軌跡における、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化（図２参照）から上述した５項目を算出する。
【００５５】
具体的には、ＣＰＵ３は、インピーダンス軌跡における、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間的な振幅変化を表示部４に表示する。ここで、該振幅変化における極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を算出し、これらの数値をＲＡＭ５に記憶すると共に、表示部４に表示する。
【００５６】
以上、この発明の実施の形態を図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこれらの実施の形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計の変更等があってもよい。
【００５７】
たとえば、上記実施の形態では、表面電極Ｈｃ及び表面電極Ｌｃを介して被験者に投入される電流値を測定し、また、表面電極Ｈｐ及び表面電極Ｌｐを介して所定の２ヶ所の表面部位間に生じる電圧値を測定している。本発明はこれに限定されず、たとえば、表面電極Ｈｃ及び表面電極Ｌｃにより上記電流値及び電圧値を測定するように構成してもよく（いわゆる２端子法）、表面電極の数は本発明を限定するものではない。また、電極の取り付け箇所は、手や足には限定されない。
【００５８】
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３がフーリエ変換処理を行っているが、本発明を限定するものではなく、時間領域で示される関数を周波数領域で示される関数に変換するような演算手法を用いるものであればよい。
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３は生体電気インピーダンスを算出し、インピーダンス軌跡における特定の周波数での生体電気インピーダンスの時間変化に注目している。本発明はこれらに限定されず、細胞外液抵抗及び細胞内液抵抗（生体電気インピーダンスに含む）の時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を心臓の特徴を知る物理量として算出する構成としてもよい。
【００５９】
また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３は、生体電気インピーダンスを算出しているが、これに代えて生体電気アドミッタンスを算出する構成としてもよい。この場合、アドミッタンス軌跡におけるある周波数での生体電気アドミッタンス又は細胞外液抵抗及び細胞内液抵抗の時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、及び周期を心臓の特徴を知る物理量として算出する構成としてもよい。
【００６０】
以上より本発明の循環器測定装置は、測定信号供給手段（測定信号発生器７２等）、電流測定手段（Ｉ／Ｖ変換器９１等）、電圧測定手段（差動増幅器８１等）、及び演算手段（ＣＰＵ３等）により構成される。
【００６１】
測定信号供給手段は、測定信号を生成し、被験者の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けた表面電極Ｈｃ，Ｌｃを介して、測定信号を被験者に投入する。電流測定手段は、被験者に投入される測定信号の電流値を測定する。電圧測定手段は、被験者の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位間に生じる電圧値を測定する。演算手段は、電流及び電圧測定手段により各々測定された電流値及び電圧値により、被験者の表面部位間の生体電気インピーダンス又はアドミッタンスを算出する。
【００６２】
ここで、演算手段は、特定の周波数での生体電気インピーダンス又はアドミッタンスの時間変化のうち、その極大値、極小値、極大値から極小値への遷移時間、極小値から極大値への遷移時間、又は周期を算出して出力制御する。この場合、ＣＰＵ３は、生体電気インピーダンス又はアドミッタンスの時間変化（図２参照）、及び算出した数値を表示部４に表示する。
また、上記場合には、インピーダンス軌跡における周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち上述した５項目を算出しているが、本発明はこれに限定されない。この点に関して以下に説明する。
【００６３】
はじめに、ある周波数ｆでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち、各心拍に対応する波形毎の平均値及び／又は標準偏差を算出する構成としてもよい。この場合、ＣＰＵ３は、各心拍に対応する期間（たとえば、図２の期間Ｔ１＋Ｔ２）での各波形の振幅の平均値及び／又は標準偏差を各々算出し、表示部４に表示する。
【００６４】
つぎに、生体電気インピーダンスＺ（ｆ）の時間変化のうち、周期毎の波形の重ね合わせ表示を行う構成としてもよい。これは心拍に対応する期間（たとえば、図２の期間Ｔ１＋Ｔ２）の各波形を時系列順に重ね合わせ表示する。
【００６５】
図５は、本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。この場合の具体的な処理として、ＣＰＵ３は、図５に示すように振幅の極小値−極大値−極小値間の波形を心拍に対応する波形として重ね合わせて表示部４に表示する。
この重ね合わせ表示により、被験者の年齢や体調を知ることができる。たとえば、年を取ると重ね合わせのばらつきがなくなり、一本の線に近くなる。また、ストレスが溜まると重ね合わせのばらつきがなくなる。
【００６６】
つぎに、インピーダンス軌跡上の複数の周波数ｆ1，ｆ2，・・・，ｆnでの生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2），・・・，Ｚ（ｆn）に関して、上述した５項目、さらには各心拍に対応する波形毎の平均値及び／又は標準偏差を各々算出する構成としてもよい。
つぎに、２つの周波数ｆ1，ｆ2に関して生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の振幅を２次元表示する構成としてもよい。
【００６７】
図６は、本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
この例では、各周波数ｆ1，ｆ2での生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の振幅が２次元表示されている。図６の例では、生体電気インピーダンスＺ（ｆ1），Ｚ（ｆ2）の２次元表示が楕円状となる関係を有していることが示されており、２つの周波数を選択して、その生体電気インピーダンスの振幅を２次元表示することで心臓の特徴となる情報を利用者に提供することができる。
【００６８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の循環器測定装置によれば、生体電気インピーダンスを利用して心臓の活性度に関連する物理量を測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。
【図２】生体電気インピーダンスと心拍との関係について説明する図である。
【図３】本発明の実施の形態による生体電気インピーダンス測定装置の使用状態を模式的に示す図である。
【図４】インピーダンス軌跡を説明する図である。
【図５】本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
【図６】本発明の他の形態による生体電気インピーダンス測定装置の表示例を説明する図である。
【図７】人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。
【符号の説明】
１ キーボード
２ 測定処理部
３ ＣＰＵ
４ 表示部
５ ＲＡＭ
６ ＲＯＭ
１０ 測定用ケーブル
７１ ＰＩＯ
７２ 測定信号発生器
７３ ＬＰＦ
７４，８０ａ，８０ｂ，９０ カップリングコンデンサ
８１ 差動増幅器
８２，９２ ＬＰＦ
８３，９３ Ａ／Ｄ変換器
８４，９４ サンプリングメモリ
Ｈｃ，Ｌｃ，Ｈｐ，Ｌｐ 表面電極
Claims (1)
- 測定信号を生成する信号発生手段と、
生成した測定信号を被験者の体に投入した際に流れる電流を測定する電流測定手段と、
前記被験者の体の所定の表面部位間で発生する電位差を測定する電圧測定手段と、
前記電流測定手段によって測定された電流値と前記電圧測定手段によって測定された電圧値とから、２つの周波数の測定信号に対する２次元上の生体電気特性の時間変化を演算する演算手段と、
を備えることを特徴とする循環器測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001334556A JP3947385B2 (ja) | 2001-10-31 | 2001-10-31 | 循環器測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001334556A JP3947385B2 (ja) | 2001-10-31 | 2001-10-31 | 循環器測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003135415A JP2003135415A (ja) | 2003-05-13 |
| JP3947385B2 true JP3947385B2 (ja) | 2007-07-18 |
Family
ID=19149666
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001334556A Expired - Fee Related JP3947385B2 (ja) | 2001-10-31 | 2001-10-31 | 循環器測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3947385B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11403795B2 (en) | 2012-04-16 | 2022-08-02 | Airstrip Ip Holdings, Llc | Systems and methods for displaying patient data |
| US11238983B2 (en) | 2012-04-16 | 2022-02-01 | Airstrip Ip Holdings, Llc | Systems and methods for and displaying patient data |
-
2001
- 2001-10-31 JP JP2001334556A patent/JP3947385B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2003135415A (ja) | 2003-05-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3947379B2 (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP3636826B2 (ja) | 生体電気インピーダンス測定装置 | |
| JP6351504B2 (ja) | ２本の肢の間を測定することで心臓血管の情報を取得するための装置 | |
| CA2692795C (en) | Cardiac monitoring system | |
| JP5076203B2 (ja) | 血管疾患検査装置およびバイパス血管診断装置 | |
| JP2008503277A (ja) | 心臓モニタシステム | |
| EP1912563A1 (en) | Impedance parameter values | |
| JP3492038B2 (ja) | 体脂肪測定装置 | |
| JP2001321352A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| Gracia et al. | Multilead measurement system for the time-domain analysis of bioimpedance magnitude | |
| JP2001212101A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP3947385B2 (ja) | 循環器測定装置 | |
| JP2001321350A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2003116803A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2001245866A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2001276008A (ja) | 脂肪細胞測定装置及び脂肪細胞測定方法 | |
| JP2001321353A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| Shin et al. | Two electrode based healthcare device for continuously monitoring ECG and BIA signals | |
| JP5076229B2 (ja) | 血管疾患検査装置およびバイパス血管診断装置 | |
| JP2001212100A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| Piuzzi et al. | Comparison among low-cost portable systems for thoracic impedance plethysmography | |
| JP2003116806A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2003116802A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2001128949A (ja) | 電気特性測定装置 | |
| JP2001218748A (ja) | 肺水量表示装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20040727 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060919 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060927 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20061121 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070322 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070413 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |