JP5015656B2 - 生体インピーダンス測定装置および生体状態測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体のインピーダンスを測定する生体インピーダンス測定装置に関する。

被験者に電極を接触させて生体のインピーダンスを測定することが可能な生体インピーダンス測定装置が普及している。生体インピーダンス測定装置によって測定された生体インピーダンスは、体脂肪などの生体の状態を示す指標を推定するために用いられる。生体インピーダンスの測定方法として、４電極法が知られている。４電極法では、交流電流を印加する１対の電流電極と、交流電流に基づく電位差を測定するための１対の電圧電極を使用する。インピーダンス測定装置には、導電体から成る板状の基板が電流電極や電圧電極に対向するように配置される場合がある。この場合、基板と電極との間に寄生容量が形成されるため、電極を介して人体に流れる電流の一部がこの寄生容量を介して流れ（すなわち、漏れ電流が生じ）、結果として、生体インピーダンスの測定値に誤差が生じる。

特許文献１には、体重計付き体脂肪計において、測定台から分離された支持部によって電極を固定支持することにより、被験者が測定台に乗ることで測定台が変位しても電極と基板との間の距離が変化しない（すなわち、寄生容量に変化が生じない）構成とし、これにより、生体インピーダンスの測定結果が不安定となることを低減することが可能な技術が記載されている。
特開２００１−２９３２２号公報

ところで、上記特許文献１に記載の技術によれば、電極位置を固定とすることにより寄生容量の変化を防ぎ、これにより生体インピーダンスの誤差を平準化している。
しかしながら、従来の体重計付き体脂肪計では、誤差そのものを低減することはできない。また、電極と基板との距離を大きくとることで両者間の寄生容量を小さくし、生体インピーダンスの測定値の誤差を抑制することできるが、電極と基板との距離を小さくすることには限界があり、装置の薄型化の妨げとなっていた。
本発明は、電極と基板との距離を大きくとらずとも、生体インピーダンスの誤差を低減することが可能な生体インピーダンス測定装置を提供することを解決課題とする。

上述した課題を解決するため、本発明に係る生体インピーダンス測定装置は、所定周波数の測定電流を生成する電流源と、板状の導電体と、前記導電体に対向するように設置された複数の電極と、前記複数の電極の少なくとも２つの電極に、前記電流源から前記所定周波数の測定電流を供給することにより、被験者の生体インピーダンスを測定する生体インピーダンス測定手段と、前記導電体と固定電位との間に介挿されたコンデンサとを有し、前記コンデンサの容量値は、前記所定周波数において、前記コンデンサを前記固定電位との間に介挿しない場合と比較して、前記生体インピーダンス測定手段によって測定された生体インピーダンスの測定値の誤差が小さくなるように設定される。

本発明によれば、導電体と固定電位との間にコンデンサを接続し、その値を適正値に調整することで、コンデンサが介挿されていない場合と比較して、生体インピーダンスの測定値の誤差を低減する。これにより、生体インピーダンスの測定値の誤差を増加させることなく、電極と導電体基板との距離を縮小することが可能となり、装置の薄型化が実現可能となる。よって、装置の持ち運びが簡易となり、ユーザの利便性が向上する。

本発明の好適な態様において、前記電流源は、前記所定周波数として互いに相違する複数の周波数で測定電流を生成可能であり、前記コンデンサは、前記複数の周波数の各々に対応する複数のコンデンサからなり、前記電流源で生成する測定電流の周波数に応じて前記複数のコンデンサを選択する選択手段を備える。誤差インピーダンスを低減するコンデンサの適正値は周波数によって変化する。一方、複数の周波数で生体インピーダンスを測定すれば、測定された複数の生体インピーダンスに基づいて、より正確に生体の状態を示す指標を推定することが可能となる。本態様においては、測定周波数に対応する複数のコンデンサと、測定する周波数に応じて複数のコンデンサの中から一つを選択する選択手段（選択回路）を有するので、複数の周波数で生体インピーダンスを測定する場合にも、各周波数における生体インピーダンスの誤差が各々低減される。よって、装置を薄型化した場合にも、正確に生体インピーダンスを測定することができる。

本発明は、上記いずれかの態様における生体インピーダンス測定装置と、前記板状の導電体に固着されたロードセルと、前記ロードセルの出力信号に基づいて体重を測定する体重計と、前記体重計で測定された体重と前記生体インピーダンス測定手段によって測定された生体インピーダンスに基づいて、生体の状態を示す指標を推定する推定手段とを備えた生体状態測定装置としても把握される。生体状態測定装置としては、例えば、体脂肪率を測定する体脂肪計や、体脂肪率に加えて、内臓脂肪、体水分量、筋肉量、骨量、基礎代謝量等といった生体の状態を示す指標を測定可能な体組成計がある。本発明によれば、生体インピーダンス測定装置が測定した生体インピーダンスの誤差が低減されるので、より正確な生体インピーダンスに基づいて、より正確に生体の状態を示す指標を推定することが可能となる。

以下、添付の図面を参照しながら本発明に係る実施の形態を説明する。
図１（Ａ）は、本発明の第１実施形態に係る体脂肪計１０Ａの外観を示す平面図であり、図１（Ｂ）は図１（Ａ）におけるＢ−Ｂ’線における断面図である。
図１（Ａ）および図１（Ｂ）に示されるように、体脂肪計１０Ａは、その本体カバー１の上面部表面に、被験者の生体インピーダンスを測定するための４つの電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと、被験者の体重や体脂肪率などの測定結果を表示するための表示部３０と、被験者が性別や年齢、身長などの体脂肪率の演算に必要な情報を入力する複数の入力装置４０とが配置される。さらに、本体カバー１の手前側面部には、体脂肪計１０Ａの電源をオン状態またはオフ状態とするための電源スイッチ３が設けられる。本体カバー１は、後述の本体フレーム２の表面に設けられた支持棒１ａ，１ｂによって支持される。電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒのうち、電極２０Ｌおよび２０Ｒは、後述の交流電流源１００（図２）からの電流を被験者の体内に導通させるための電流供給用電極であり、電極２１Ｌ，２１Ｒは生体の二点間における電位差を測定するための電圧測定用電極である。被験者は、足裏のつま先部分を電極２０Ｌおよび２０Ｒと接触させ、かかと部分を電極２１Ｌ，２１Ｒに接触させることにより、自身の生体インピーダンスの測定が可能となる。表示部３０は、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）などの表示装置であり、体脂肪計１０Ａの出力データである体重および体脂肪率、また性別や年齢、身長など入力装置４０によって入力される入力情報を表示する。

本体カバー１は、電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒが短絡しないように非導電体で構成される。本体カバー１の下部には、本体カバー１の上面部と対向するように、アルミや鉄などの導電体で形成される板状の本体フレーム２が設けられる。さらに、本体フレーム２の四隅には、ロードセル５０１〜５０４が配置される。
図１（Ｃ）は図１（Ｂ）における領域Ｃの拡大図である。図１（Ｃ）に示されるように、ロードセル５０４は起歪体５０ａとストレインゲージ５０ｂを有し、起歪体５０ａの歪量に応じた電気信号を出力する荷重センサである。よって、本体カバー１の上面部（すなわち測定面）に被験者が乗ったときに、起歪体５０ａの歪量に応じた電気信号を被験者の重量として出力可能である。図示は省略するが、ロードセル５０１、５０２、５０３もロードセル５０４と同様の構造を有する。さらに、ロードセル５０１〜５０４の下部には底板４が設けられ、当該体脂肪計１０Ａが設置される床などの設置面と接して底板４を支持する脚部１１を有する。

図２は、体脂肪計１０Ａの回路構成を模式的に示す模式図である。上述したように、本体フレーム２は鉄などの導電体であるから、図１（Ｂ）に示されるように、各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃｅが形成される。詳細には、図２に示されるように、電極２０Ｌと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃｅ１が形成され、電極２１Ｌと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃｅ２が形成され、電極２１Ｒと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃｅ３が形成され、電極２０Ｒと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃｅ４が形成される。加えて、図１（Ｃ）に示されるように、ロードセル５０４の起歪体５０ａとストレインゲージ５０ｂとの間には寄生容量Ｃｇ４が存在する。よって、図２に示されるように、本体フレーム２と接地電位ＧＮＤ（固定電位）との間には、寄生容量Ｃｇが付随する。この寄生容量Ｃｇは、例えば、ストレインゲージ５０ｂと接地電位とを結ぶ配線と本体フレーム２との間で発生する。

本実施形態において、交流電流源１００は、５０ｋＨｚの交流電流を生成し、電流供給用電極２０Ｌおよび２０Ｒを介して被験者の体内に交流電流を供給する。測定インピーダンスＺｍは、電圧測定用電極２１Ｌと２１Ｒとの間の電位差（すなわち、電圧Ｖｍ）に基づいて、電流供給用電極２０Ｌおよび２０Ｒを介して被験者の体内を電流が流れたときの電流の流れ易さ（流れにくさ）を示す指標として測定される。加えて、被験者の足裏と各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒが接触する部分には、接触インピーダンスＺ１〜Ｚ４が発生する。基準インピーダンスＺｒは値が既知の抵抗で構成される。

ところで、電流供給用電極２０Ｌ，２０Ｒを介して被験者の体内に供給された交流電流の一部は、漏れ電流として寄生容量Ｃｅ１〜Ｃｅ４およびＣｇに流入する。このため、生体インピーダンスの測定値Ｚｍに誤差ΔＺｍが発生する。一方、各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと本体フレーム２との距離を大きくとることで、寄生容量Ｃｅ１〜Ｃｅ４を小さくし、誤差ΔＺｍを低減することが可能である。このため、電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒが配置される本体カバー１と本体フレーム２との距離ｄ（図１（Ｂ））を、例えば、「７ｍｍ以上」と定めることにより、寄生容量Ｃｅ１〜Ｃｅ４による誤差ΔＺｍを低減することが行われていた。しかしながら、このことは、生体インピーダンス測定装置を含む体脂肪計のような装置の薄型化の妨げとなっていた。そこで、本実施形態では、本体フレーム２と固定電位（本実施形態では、接地電位ＧＮＤ）との間にコンデンサＣｃを介挿し、その値を調整することにより、生体インピーダンスの測定値Ｚｍの誤差Ｚｍを縮小する。これにより、生体インピーダンスの測定値Ｚｍの誤差ΔＺｍを増加させることなく、電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと本体フレーム２との距離を縮小することが可能となり、装置の薄型化が実現可能となる。よって、装置の持ち運びが簡易となり、ユーザの利便性が向上する。

本実施形態において、コンデンサＣｃは、本体フレーム２と固定電位との間に設けるのであれば、どのような形態であってもよいが、例えばリード線（図示略）により本体フレーム２と接地電位ＧＮＤとの間に接続しても良い。

図３は、コンデンサＣｃが接続されていない状態における従来の体脂肪計の回路構成を模式的に示す模式図を示し、図４（Ａ）は、図３に示す模式図を等価的に表した回路図である。図４（Ｂ）および（Ｃ）は、（Ａ）を順に変形したものである。ここで、電流ｉは一定、Ｚｒは既知のインピーダンス（基準インピーダンス）である。
図３および図４（Ａ）に示されるように、各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと本体フレーム２との間には各寄生容量Ｃ１，Ｃ４，Ｃ２，Ｃ３が存在し、本体フレーム２と接地電位ＧＮＤとの間には寄生容量Ｃｇが存在する。よって、各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと本体フレーム２との間には寄生容量Ｃ１，Ｃ４，Ｃ２，Ｃ３に応じたインピーダンスＺｃ１，Ｚｃ４，Ｚｃ２，Ｚｃ３が発生し、本体フレーム２と接地電位ＧＮＤとの間には寄生容量Ｃｇに応じたインピーダンスＺｃｇが発生する。また、各電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒと被験者の足裏との間には、接触インピーダンスＺ１，Ｚ４，Ｚ２，Ｚ３が発生する。したがって、図４（Ａ）において、Ｚ２’＝Ｚ２＋Ｚｃ２であり、Ｚ３’＝Ｚ３＋Ｚｃ３である。

次に、図４（Ｂ）から、下記（式１）〜（式７）が導き出される。

ここで、Ｚｍ’は、誤差を含んだ測定インピーダンス（以下、「誤差インピーダンス」）を示す。（式７）から理解されるように、誤差インピーダンスＺｍ’は、測定インピーダンスの真値Ｚｍに、接触インピーダンスや寄生容量に応じたインピーダンスが合成された値となる。

また、図４（Ｃ）から、下記の（式８）〜（式１０）が導き出される。

また、図４（Ｃ）に示されるように、ＺＢ＝Ｚｍｂ＋Ｚ４ｂ＋Ｚｒ、ＺＣ＝Ｚｃ’＋Ｚｃｇとすると、下記の計算式が成り立ち、結果として、（式１１）が得られる。

上述したように、電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒが配置された本体カバー１と本体フレーム２との間の距離を縮めた場合、一般的には、誤差インピーダンスＺｍ’の測定インピーダンスの真値Ｚｍに対する誤差ΔＺｍは、大きくなる。しかしながら、（式１１）から理解されるように、誤差インピーダンスＺｍ’は、接触インピーダンスＺ１〜Ｚ４および寄生容量Ｃ１〜Ｃ４およびＣｇによって複雑な影響を受けるため、寄生容量Ｃ１〜Ｃ４が大きくなり（すなわち、インピーダンスが小さくなり）、これらの寄生容量Ｃ１〜Ｃ４を流れる漏れ電流が大きくなった場合でも、全ての場合において誤差ΔＺｍが大きくなるとは限らないと云うことができる。

図５は、寄生容量Ｃｅ（Ｃｅ１〜Ｃｅ４）の値を１０ｐＦ、５０ｐＦ、１００ｐＦとし、足裏の土踏まずの人体抵抗を１００Ω、電極と足裏の接触抵抗は０Ω、すなわち、Ｚ１＝Ｚ４＝１００Ω、Ｚ２＝Ｚ３＝０Ω、交流電流源１００を５０ｋＨｚ／３３０μＡｐ−ｐ、インピーダンスの真値Ｚｍ＝787.1-j74.4Ωとした場合に、Ｃｇ’（＝寄生容量Ｃｇ＋コンデンサＣｃの容量）を変化させたときのレジスタンス誤差ΔＲおよびリアクタンス誤差ΔＸの計算結果例を示す図である。図５に示されるように、寄生容量Ｃｅが大きいほど、Ｃｇ’が小さいときおよび大きいときのレジスタンス誤差ΔＲおよびリアクタンス誤差ΔＸが大きくなる。しかし、容量Ｃｇ’がある値のときに、レジスタンス誤差ΔＲおよびリアクタンス誤差ΔＸの各々がゼロとなるポイントが存在する。例えば、Ｃｅ＝５０ｐＦのとき、レジスタンス誤差ΔＲはポイントＣｇＲにおいて略ゼロとなり、リアクタンス誤差ΔＸはポイントＣｇＸにおいて略ゼロとなる。よって、本実施形態では、Ｃｇ’がポイントＣｇＲ，ＣｇＸによって示されるような適正値となるように、コンデンサＣｃの容量値を調整することにより、インピーダンス誤差ΔＺｍを低減することを可能としている。したがって、寄生容量Ｃｅの値が増加することによりインピーダンスが増加した場合にも、適正な容量値のコンデンサＣｃを付加することにより誤差ΔＺｍを低減させることができるので、電極２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒが配置された本体カバー１と本体フレーム２との間の距離を縮小することが可能となり、装置の薄型化が実現可能となる。

ところで、Ｃｇ’の適正値が起歪体５０ａとストレインゲージ５０ｂとの間の寄生容量Ｃｇよりも小さい場合がある。ストレインゲージ５０ｂは、フレキシブル基板などのベースの上に薄膜抵抗をパターニングして形成される。この場合、パターニングされた薄膜抵抗および配線と起歪体５０ａとの間に寄生容量Ｃｇが発生する。その大きさは、ベースの厚さが大きくなると小さくなり、配線面積が小さくなると小さくなる。そこで、Ｃｇ’の適正値が寄生容量Ｃｇよりも小さい場合には、ベースの厚さや配線面積を調整することによって寄生容量Ｃｇの大きさを小さくし、コンデンサＣｃを付加することで、Ｃｇ’を適正値に調整すればよい。

なお、上述した実施形態では、所定周波数５０ｋＨｚの交流電流が供給された場合に適正容量のコンデンサＣｃを付加する態様について説明した。しかしながら、誤差インピーダンスを最小にするコンデンサＣｃの値は周波数によって変化する。一方、複数の周波数で生体インピーダンスを測定すれば、測定された複数の生体インピーダンスに基づいて、より正確に生体の状態を示す指標を推定することが可能となる。そこで、図６に示すように体脂肪計を構成してもよい。この例では、３つの周波数で生体インピーダンスを測定する。そして、測定周波数に対応する３個のコンデンサＣｃ１、Ｃｃ２、およびＣｃ３を備える。また、選択回路７０は、測定する周波数に応じてコンデンサＣｃ１〜Ｃｃ３中から一つを選択する。これによって、複数の周波数で生体インピーダンスを測定する場合にも正確に生体インピーダンスを測定することができる。

また、上述した実施形態では、体重計付き体脂肪計におけるインピーダンスの測定誤差を低減する態様について説明したが、これに限られず、本発明は、電極を掌で把持して生体インピーダンスを測定、あるいは腹部に電極を接触させて生体インピーダンスを測定するなど各種体脂肪計や体組成計、その他各種生体状態測定装置の生体インピーダンス測定装置に適用可能である。

さらに、体重計付き体脂肪計１０ＡはＣＰＵを備え、測定された体重と生体インピーダンスに基づいて体脂肪率を推定してもよい。具体的には、以下に示す（式１２）に従って体脂肪率％Ｆatを推定する。
％Ｆat＝ｆ１・Ｚ・Ｗ／Ｈ^２−ｆ２……（式１２）
但し、ｆ１及びｆ２は定数であり、性別によって値が異なる。また、Ｚは生体電気インピーダンス、Ｈは身長、Ｗは体重である。このうち、「生体インピーダンス」と「体重」とは実測される。一方、「身長」は体脂肪率％Ｆatを生成するためのパラメータであり、被験者の個人データとして予め入力されている。
ここで、（式１２）の第１項において「Ｗ／Ｈ^２」は体格指数ＢＭＩであり、肥満の度合いを示す。（式１２）の定数ｆ１及びｆ２は、ＤＸＡ（Dual energy X-ray Absorptiometry）法によって得られた体脂肪率に基づいて重回帰分析を行い、導かれたものである。ＤＸＡ法は波長の異なる２種類の放射線を用い、その透過量から人体の組成を求める。ＤＸＡ法は、体脂肪率を高い精度で測定することができるが、装置が大規模となりごく微量であるが放射線を被爆するといった問題がある。これに対して、本実施形態で採用する生体インピーダンス法によれば、簡易且つ安全に体脂肪率％Ｆatを推定することができる。

（Ａ）は、本発明の第１実施形態に係る体脂肪計１０Ａの平面図であり、（Ｂ）は、同体脂肪計１０Ａの線Ｂ−Ｂ’線における断面図であり、（Ｃ）は領域Ｃの拡大断面図である。 体脂肪計１０Ａの回路構成を模式的に示す模式図である。 従来の体脂肪計の回路構成を模式的に示す模式図である。 図３における体脂肪計を等価的に表した回路図である。 容量Ｃｇ’に応じたインピーダンス誤差の変化を示す図である。 変形例に係る体脂肪計の電気的構成を示す回路図である。

符号の説明

１…本体カバー、１ａ，１ｂ…支持棒、２…本体フレーム、３…電源スイッチ、４…底板、１０Ａ…体脂肪計、１１…脚部、２０Ｌ，２０Ｒ，２１Ｌ，２１Ｒ…電極、３０…表示部、４０…入力装置、５０ａ…起歪体、５０ｂ…ストレインゲージ、７０…選択回路、１００…交流電流源、５０１〜５０４…ロードセル、Ｃｃ…コンデンサ、Ｃｅ，Ｃｇ，Ｃ１〜Ｃ４…寄生容量、Ｃｇ’…容量、Ｚ１〜Ｚ４…接触インピーダンス、Ｚｒ…基準インピーダンス、Ｚｍ…測定インピーダンス。

Claims (3)

1. 所定周波数の測定電流を生成する電流源と、
   板状の導電体と、
   前記導電体に対向するように設置された複数の電極と、
   前記複数の電極の少なくとも２つの電極に、前記電流源から前記所定周波数の測定電流を供給することにより、被験者の生体インピーダンスを測定する生体インピーダンス測定手段と、
   前記導電体と固定電位との間に介挿されたコンデンサと、
   を有し、
   前記コンデンサの容量値は、前記所定周波数において、前記コンデンサを前記固定電位との間に介挿しない場合と比較して、前記生体インピーダンス測定手段によって測定された生体インピーダンスの測定値の誤差が小さくなるように設定される、
   生体インピーダンス測定装置。
2. 前記電流源は、前記所定周波数として互いに相違する複数の周波数で測定電流を生成可能であり、
   前記コンデンサは、前記複数の周波数の各々に対応する複数のコンデンサからなり、
   前記電流源で生成する測定電流の周波数に応じて前記複数のコンデンサを選択する選択手段を備えた、
   請求項１に記載の生体インピーダンス測定装置。
3. 請求項１又は２に記載の生体インピーダンス測定装置と、
   前記板状の導電体に固着されたロードセルと、
   前記ロードセルの出力信号に基づいて体重を測定する体重計と、
   前記体重計で測定された体重と前記生体インピーダンス測定手段によって測定された生体インピーダンスに基づいて、生体の状態を示す指標を推定する推定手段とを、
   備えた生体状態測定装置。
   

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