JP5755234B2 - 患者−電極間測定のための装置およびシステム - Google Patents

Description

本発明は、測定装置を生体被験者と電気的に接続する装置に関し、特に、電気インピーダンス測定用回路に関し、一例では、駆動信号の注入と信号振幅および位相の測定とを可能にする。

本発明における、いかなる先の刊行物（またはそこから得られる情報）または既知であるいかなる事柄に対する言及も、それら先の刊行物（またはそこから得られる情報）または既知の事項が本明細書の関連する同種の技術分野において共通の一般知識の一部をなすと、承認または容認あるいは何らかの形態で示唆するものではなく、かつその用に解釈されるべきではない。

心機能、体成分、そして浮腫発現のようなその他の健康状態指標といった、被験者に関連した生物学的指標を確定する１つの既存の技術には、生体電気インピーダンスの使用が関与する。このプロセスには、通常、皮膚表面上に配置した一連の電極を用いて、被験者身体の電気インピーダンスを測定する測定装置の使用が関与する。体表で測定された電気インピーダンスの変化を用いて、心周期や浮腫などに関連した体液レベルの変化のようなパラメータを決定する。

国際公開第２００９／０５９３５１号パンフレット

インピーダンス測定装置は、時として次のような外的因子に敏感である：被験者と局所環境と測定装置との間の浮遊容量、「電極インピーダンス」としても知られる電極／組織の界面インピーダンスの変化、並びに測定装置を電極に接続するために用いるリード線間の浮遊容量および誘導結合。

生体被験者に関するその他の電気測定を行う場合にも同様の問題が生じると理解されるだろう。
特許文献１は、被験者にインピーダンス測定を実行する装置について述べている。この装置は処理システムを含み、処理システムは、第１信号を被験者に印加させ、被験者にかけて検知した第２信号を表す表示を確定し、第２信号の表示を使用してあらゆる不平衡を確定し、もし不平衡が存在する場合には、その不平衡に合わせて変化した第１信号を確定し、この変化した第１信号を被験者に印加させることで、少なくとも１つのインピーダンス測定を実行できるようにする。

本発明は、第１の広範な形態において、測定装置を生体被験者と電気的に接続する装置を提供し、この装置は信号伝送回路を含み、信号伝送回路は、
ａ）電流バッファを含み、電流バッファは、
ｉ）信号源からの信号を受信する電流バッファ入力部と、
ｉｉ）生体被験者に取り付けた電極に電流を供給する電流バッファ出力部と、を有し、
ｂ）電圧バッファを含み、電圧バッファは、
ｉ）電流バッファ出力部に接続された電圧バッファ入力部と、
ｉｉ）電極における電圧を表す電圧信号をセンサに提供する電圧バッファ出力部と、を有する、
ｃ）電圧バッファ出力部と電流バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む、測定装置を生体被験者と電気的に接続する。

概して、電流バッファは電流コンベアである。
概して、電圧バッファは出力フォロアとして接続された増幅器である。

概して、直流オフセット制御回路は、電圧バッファ出力部と電流バッファ入力部との間に接続された積分器を含む。
概して、直流オフセット制御回路は、電極において直流オフセットを制御するために使用される。

概して、信号伝送回路は、電圧バッファ出力部と電流バッファ出力部との間に接続された負インピーダンス回路を含む。
概して、負インピーダンス回路は、負インピーダンス回路増幅器と補償インピーダンスを含む。

概して、寄生インピーダンス損失を補償するために、負インピーダンス回路増幅器の利得と、補償インピーダンスの値のうちの少なくとも一方が選択される。
概して、負インピーダンス回路は、
ａ）補償インピーダンス値と、第１端子および第２端子とを有する補償インピーダンスを含み、第１端子は電流バッファ出力部に接続されており、
ｂ）補償増幅器入力部および補償増幅器出力部および利得を有する補償増幅器をさらに含み、補償増幅器入力部は電圧バッファ出力部に接続されており、補償増幅器出力部は、インピーダンスに流す補償電流を提供するために補償インピーダンスの第２端子に接続されており、利得および補償インピーダンスの値は、補償電流が漏洩電流とほぼ同等の大きさを有することができるよう、寄生インピーダンス値に基づいて選択される。

概して、本装置は、
ａ）複数の信号伝送回路を含み、信号伝送回路の各々は、それぞれに対応する、生体被験者に取り付けた電極に電流を提供するためのものであり、
ｂ）少なくとも１つの信号源をさらに含み、
ｃ）少なくとも１つの第１マルチプレクサをさらに含み、該第１マルチプレクサは、信号源を複数の信号伝送回路の１つに選択的に接続して、対応する電極を介して生体被験者に電流を印加する。

概して、本装置は、
ａ）各々が電極での電圧を表す電圧信号をセンサに提供する複数の信号伝送回路と、
ｂ）少なくとも１つのセンサと、
ｃ）少なくとも１つのセンサを複数の信号伝送回路のうちの１つに選択的に接続することで、センサが対応するする電極における電圧を表す電圧信号を検知できるようにする、少なくとも１つの第２マルチプレクサと、を含む。

概して、本装置は、対応する第１および第２駆動信号を生成するための第１および第２信号源を含み、第１および第２信号源は対応する信号伝送回路に接続されている。
概して第１および第２信号源は、
ａ）補信号、
ｂ）定振幅および定位相を有する信号、
ｃ）制御された振幅および位相を有する信号のうちの少なくとも１つを生成する。

概して、少なくとも１つの信号源は接地されている。
概して、本装置は、
ａ）生体被験者に取り付けた駆動電極に電流を供給するための少なくとも１つの信号伝送回路と、
ｂ）検知電極での電圧を表す電圧信号を提供するための少なくとも１つの信号伝送回路と、を含む。

概して、測定装置は少なくとも１つの信号源と少なくとも１つのセンサとを含む。
概して、測定装置はインピーダンス測定装置である。
本発明は、第２の広範の形態において、電流多重化システムを提供し、このシステムは、
ａ）少なくとも１つの入力部と複数の出力部とを有する複数の電流マルチプレクサを備え、
ｂ）各々が一定の大きさと周波数を有する第１および第２交流定電流源をさらに備え、第２定電流源は第１定電流源を補完するものであり、第１および第２定電流源の各々は電流マルチプレクサの入力部に接続されており、
ｃ）複数の電流伝送回路をさらに備え、電流伝送回路の各々は入力部と、電流出力部と、電圧出力部とを有し、電流伝送回路入力部の各々は電流マルチプレクサの出力部に接続されており、
ｄ）複数の電極をさらに備え、複数の電極の各々は複数の電流伝送回路のうちの１つの電流出力部に接続されており、
ｅ）複数の入力部と少なくとも１つの出力部とを有する少なくとも１つの電圧マルチプレクサをさらに備え、
ｆ）各電流伝送回路は、
ｉ）入力部および出力部を有する電流コンベアを備え、電流コンベアの入力部は電流伝送回路入力部に接続され、電流コンベアの出力部は電流伝送回路の電流出力部に接続されており、
ｉｉ）入力部および出力部を有する電圧バッファをさらに備え、電圧バッファ入力部は電流伝送回路の電流出力部に接続され、電圧バッファ出力部は電流伝送回路の電圧出力部に接続されており、
ｉｉｉ）電圧バッファ出力部と電流コンベアの入力部との間に接続された積分器をさらに備え、
ｉｖ）電圧バッファ出力部と電流コンベアの出力部との間に接続された負インピーダンス回路をさらに備え、負インピーダンスは、
（１）補償インピーダンス値と、第１端子と、第２端子とを有する補償インピーダンスを備え、第１端子は電流コンベア出力に接続されており、
（２）補償増幅器入力部と、補償増幅器出力部と、利得とを有する補償増幅器をさらに備え、補償増幅器入力部は電圧バッファ出力部に接続され、補償増幅器出力部は、インピーダンスに流す補償電流を提供するべく、補償インピーダンスの第２端子に接続されており、利得値と補償インピーダンス値は、補償電流が漏洩電流とほぼ同等の大きさを有するように、寄生インピーダンス値に基づいて選択される。

本発明は、第３の広範な形態において、測定装置を生体被験者に電気的に接続する装置を提供し、この装置は信号伝送回路を含み、信号伝送回路は、
ａ）第１バッファを含み、第１バッファは、
ｉ）信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、
ｉｉ）生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを有し、
ｂ）第２バッファをさらに含み、第２バッファは、
ｉ）第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
ｉｉ）電極での信号を表す検知信号をセンサに提供する第２バッファ出力部とを有し、
ｃ）第２バッファ出力部と第１バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む、測定装置を生体被験者に電気的に接続する装置である。

概して、第１バッファは電流バッファであり、駆動信号は駆動電流である。
概して、電流バッファは電流コンベアである。
概して、第２バッファは電圧バッファであり、検知信号は電極での電圧を表す電圧信号である。

概して、第２バッファは電流バッファであり、検知信号は駆動電流である。
本発明は、第４の広範な形態において、被験者にインピーダンス測定を実行する装置を提供し、この装置は、
ａ）被験者に信号を印加するための信号源と、
ｂ）被験者からの信号を検知するセンサと、
ｃ）信号源を制御し、センサからの信号を受信するための処理システムと、
ｄ）少なくとも１つの信号伝送回路とを含み、信号伝送回路は、
ｉ）第１バッファを含み、第１バッファは、
（１）信号源からの信号を受信するための第１バッファ入力部と、
（２）被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを有し、
ｉｉ）第２バッファをさらに含み、第２バッファは、
（１）第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
（２）電極での信号を表す検知信号をセンサに提供する第２バッファ出力部とを有し、
ｉｉｉ）第２バッファ出力部と第１バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む。

概して、本装置は、
ａ）生体被験者に取り付けた駆動電極に電流を供給する少なくとも１つの信号伝送回路と、
ｂ）検知電極での電圧を表す電圧信号を提供する少なくとも１つの信号伝送回路と、を含む。

概して、本装置は、
ａ）生体被験者に取り付けた駆動電極に接続された第１信号伝送回路を含み、第１信号伝送回路は、
ｉ）第１バッファを含み、第１バッファは、
（１）信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、
（２）駆動電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを有し、
ｉｉ）第２バッファをさらに含み、第２バッファは、
（１）第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
（２）駆動電極での駆動信号を表す検知信号を提供する第２バッファ出力部とを有し、
ｂ）生体被験者に取り付けた検知電極に接続された第２信号伝送回路をさらに含み、第２信号伝送回路は、
ｉ）第１バッファを含み、第１バッファは、
（１）接地した第１バッファ入力部と、
（２）検知電極に接続された第１バッファ出力部とを有し、
ｉｉ）第２バッファをさらに含み、第２バッファは、
（１）第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
（２）検知電極で検知した電圧の検知信号を表す第２バッファ出力部とを有する。

当業者は、以下に記述する図面が例示のみを目的としていることを理解するだろう。これらの図面は、出願人の示唆の範囲のいかなる限定をも意図しない。
ここで、本発明の例を添付の図面を参照しながら説明する。

電流多重化システムの略図である。 出願人の示唆の様々な実施形態による電流多重化システムの略図である。 図２の電流多重化システムの略図であり、さらなる構成部を示している。 図２の電流多重化システムの略図であり、電流伝送回路をより詳細に示している。 図４の電流多重化システムの略図であり、さらなる構成部を示している。 図５の負インピーダンスの略図である。 図５の電流多重化システムの略図であり、直流バイアス制御と負インピーダンスをより詳細に示している。 図７の負インピーダンスの略図である。 インピーダンス測定装置の一例の略図である。 インピーダンス測定を実行するプロセスの一例を示すフローチャートである。

電子検査機器または測定装置は、電極を介して被験者と電気接続させることができる。これらの電極を用いることで、例えば、被験者と電極との間の様々な接点において、電流を送り、電圧を測定することができる。こうした検査機器または測定機器の一例には医療機器が含まれるが、この場合、被験者は生体被験者（例えばヒト患者）であってよい。

定電流源のような信号源は、その用途のタイプにかかわらず、電流のような駆動信号を電極へ伝送するために使用できる。多くの場合、必要に応じて電流を様々な電極に切り替えることで、１つの電流源を複数の電極に使用できる。図１は電流多重化システム１００を示す。電流多重化システム１００は、マルチプレクサ１０４の入力部に接続された電流源１０２を備えている。したがって、このマルチプレクサ１０４の各出力部を複数の電極１０６に接続することができる。明瞭化の目的で、図１では１つの電極のみ示している。各電極１０６は患者１０８に接続することができる。

電流源１０２を使用して、電流Ｉをマルチプレクサ１０４の入力部に伝送する。次に、マルチプレクサ１０４を使用して、入力電流を特定の出力部、さらに特定の電極１０６に切り替える。しかし、マルチプレクサ１０４は、高い寄生インピーダンス１１０を各出力部に発生させ得る。その結果、マルチプレクサ１０４から出力された電流のいくらかが、寄生インピーダンス１１０により漏洩電流として損失してしまう。したがって、電極１０６に到達するのは、電流源１０２が生成した電流の一部（Ｉ‐ΔＩ）のみとなる。損失する電流量は、電極１０６と患者１０８との間の界面のインピーダンスに比例する。各患者は、個人の皮膚や組織に関連した異なるインピーダンスを持っている。そのため、寄生インピーダンス１１０によって損失する総電流量の比率は各患者ごとに異なる。したがって、患者に伝送される総電流量の比率も各患者ごとに異なる。よって、電流多重化システム１００を用いることで、正確な量の電流を電極１０６を介して患者１０８へ伝送することが困難となる可能性がある。

ここで、出願人の示唆の様々な実施形態による電流多重化システム２００の様々な実施形態を示した図２を参照する。電流多重化システム２００は、電流源２０２、１または複数のマルチプレクサ２０４、患者２０８に接続された複数の電極２０６、１または複数の電圧マルチプレクサ２１２、複数の電流伝送回路２２０を備えている。マルチプレクサ２１２の出力部であるノード２１４を使用して、電圧測定を行うことができる。

マルチプレクサ２０４の各出力部を、電流伝送回路２２０と類似した電流伝送回路に接続でき、次にこれをマルチプレクサ２１２の入力部に接続できる。明瞭化の目的で、図２はマルチプレクサ２０４の出力部への接続と、マルチプレクサ２１２への接続を各１つずつだけ示している。実際に使用するマルチプレクサ２０４、電流伝送回路２２０、マルチプレクサ２１２の数は、患者に接続された電極２０６の数、各マルチプレクサ２０４で利用できる出力部の数、マルチプレクサ２１２で利用できる入力部の数のような因数に依存する。

出願人の示唆による様々な実施形態では、電流伝送回路２２０はノード２２２にて電流Ｉを受け取り、これとほぼ同等の電流をノード２２４へ出力する。さらに、様々な実施形態では、電流伝送回路２２０はノード２２６にて、ノード２２４での電圧とほぼ同等の電圧を生成する。上述したように、ノード２２６は電圧マルチプレクサ２１２に接続されてい。しかし、伝送回路２２０の電圧出力部であるノード２２６において電圧測定を行えることが理解されるべきである。電圧マルチプレクサ２１２の使用はオプションであるが、これを使用することで電圧測定機器を接続するノードの数を減らすことができる。ここでより詳細に述べるように、様々な実施形態では、電流多重化システム２００が個別に制御される定電流源２０２を利用することで、多重化した電流を多くの荷電部（例えば電極２０６）へ伝送することが可能である。いくつかの実施形態では、定電流源２０２が一定の振幅および位相を持つ交流電流（これは例えば固定周波数のシヌソイドであってよいが、しかし限定はされない）を伝送する。

いくつかの実施形態では、電流多重化システム２００は、２０２が出力した電流とほぼ同等の電流を荷電部へ伝送することができる。様々な実施形態では、電流多重化システム２００を利用して、制御可能な定電流を低い伝達損失で多数の場所および負荷部へ伝送できる。これに加え、様々な実施形態では、電流多重化システム２００は使用前の較正ステップなしで使用できる。さらに、様々な実施形態において、電流多重化システム２００に接続する荷電部を、電流多重化システム２００での利用に合わせて変更する必要が全くない。いくつかの実施形態では、電流伝送回路２００は、医療器具類、生体測定器具類、心電計機器、インピーダンス測定装置、回路検査機器のなどの測定装置を含む（しかし、これらに限定はされない）あらゆる適切な機器と併用することができる。

様々な実施形態では、電流伝送回路２２０を単一集積回路上に集積することができる。いくつかの実施形態では、複数の伝送回路２２０のような電流伝送回路を単一集積回路上に集積し、シングルチップとしてパッケージ化できる。いくつかの実施形態では、１または複数の電流マルチプレクサ（例えばマルチプレクサ２０４）、複数の伝送回路、１または複数の電圧マルチプレクサ（例えばマルチプレクサ２１２）を単一集積回路上に集積、パッケージ化して、シングルチップにすることができる。

ここで、図２の電流多重化システム２００の２つの電流伝送回路２２０ａ、２２０ｂを示した図３を参照する。上で図２を参照して述べたように、様々な実施形態では、電流多重化システム２００は複数の電流伝送回路２２０と複数の電極とを備えている。図２は、明瞭化の理由から、電流伝送回路と電極を各１つのみ示す。しかし、上述したように、様々な実施形態では電流多重化システム２００は少なくとも２つの電流伝送回路と少なくとも２つの電極を備えている。ここで、１つの電極は電流伝送電極であってよく、第２の電極は電流戻り電極であってよい。

図３は、２つの電流伝送回路と２つの電極を示す。しかし、これよりも多い数の電流伝送回路と電極を使用できることが理解されるべきである。それでも、いくつかの実施形態では、２つの電流伝送回路と２つの電極で十分である。例えば、しかし限定ではないが、電極２０６ａを電流伝送電極として、電極２０６ｂを電流戻り電極として使用できる。このような実施形態では、電極２０６ａ、２０６ｂのうち一方を正電圧測定電極として、他方を負電圧測定電極として使用できる。それぞれマルチプレクサ２１２ａ、２１２ｂの出力部であるノード２１４ａ、２１４ｂの各々において電圧を測定することで、電極２０６ａと２０６ｂとの間の差分電圧測定値が得られる。２つの電極（電流注入／戻りの両方のものと、電圧測定のためのもの）を使用すると仮定すると、電流多重化システムと患者との間には２つの接点が存在することから、これは２点測定と呼ばれる。

図３は、接地したマルチプレクサ２０４ｂの入力部を示す。２点測定に用いられるその他の様々な実施形態では、マルチプレクサの入力部は、例えば、定電流源２０２を補完する第２定電流源（不図示）に接続することができるが、しかしこれに限定はされない。より具体的には、第２定電流源は第２振幅および逆の位相を設けていてよく、これにより、定電流源２０２が電極２０６ａを介して電流を患者２０８に「押し込む」と、第２定電流源が電極２０６ｂを介して電流を患者から「引き出す」ことができる。当業者には明白となるように、これは患者体内に事実上の接地を提供できる。

様々な他の実施形態では、電流注入／戻りと電圧測定に、これよりも多くの電極を使用することが可能である。例えば４点測定を使用できるが、しかしこれに限定はされない。４点測定は４つの電極を使用でき、この場合には、第１の電極を電流注入電極として、第２の電極を電流戻り電極として、第３の電極を正電圧測定電極として、第４の電極を負電圧測定電極として使用する。

再び図３に戻ると、電極２０６ａを電流注入電極として、電極２０６ｂを電圧測定電極として使用することができる。したがって、電流伝送回路２２０ｂが実際に、検知した電圧信号を伝送するように作用することがこの例から理解されるだろう。ここから、回路をより広範に信号伝送回路と呼べることが理解されるだろう。この例では、図３の装置を電流戻り電極および第２電圧測定電極と組み合わせて４点測定システムを得ることで、例えば４極インピーダンス測定を実施できるようになる。

様々な実施形態では、交流電流、例えば直流オフセットのない正弦波形を使用できるので、このような実施形態では電極への「電流注入」および電極への「電流戻り」という用語を任意で使用できる。より具体的には、このような実施形態では、所与の電極が電流を半分の時間で一方向へ、もう半分の時間で他方向へ誘導する。これと類似した理由で、電極に対する正圧／負圧測定という用語もやはり任意で使用される。

これに加え、４点測定を使用すれば、より正確な電圧測定が得られる。具体的には、電圧測定電極を通って移動する電流がほとんどないので、電極のインピーダンスおよび電極と患者間の界面によって電圧測定が著しく歪められることがない。

ここで、図２の電流多重化システム２００の一部をより詳細に示したブロック線図である図４を参照する。マルチプレクサ２０４は、その出力部（例えばノード２２２）に高い寄生インピーダンスを発生させる。ノード２２４にて、電極２０６が電流伝送回路に接続されている。電流伝送回路２２０の出力部であるノード２２６は、電極２０６に発生する電圧を測定するために使用できる。オプションで、ノード２２６をマルチプレクサの入力部に接続することができるが、これは使用する電極２０６と電流伝送回路２２０の数が多い時に役立つ。

いくつかの実施形態では、電流伝送回路２２０は電流バッファ４３０と電圧バッファ４４０を備える。電流バッファ４３０は、寄生インピーダンス４３８を誘導してノード２２４に出現させる。いくつかの実施形態では、電流バッファ４３０は図４に示すような電流コンベアであってよい。電流バッファ４３０の入力部４３２はノード２２２に接続されている。電流バッファ４３０の出力部４３４はノード２２４に接続されている。電流コンベアを電流バッファとして使用する場合には、もう一方の入力部４３６を接地することができる。

出願人の示唆による様々な実施形態では、電流バッファ４３０は入力部４３２が低い入力インピーダンスを有するように設計されている。その結果、寄生インピーダンス４１０によって損失する漏洩電流（ΔＩ_１）が最小になる。これに加え、電流バッファ４３０は、ノード２２４にて寄生インピーダンスがほとんど生じないように設計されている。その結果、出力部４３４から出力されるほとんどの電流が電極２０６を通過でき、寄生インピーダンス４３８によって損失する漏洩電流（ΔＩ_２）が最小量となる。これに加え、様々な実施形態では、電流バッファ４３０は、高い出力インピーダンスを有するように設計されているので、患者の電極へ伝送される電流量が最小化される。上述した特徴の組み合わせは、例えば電流バッファ４３０を電流コンベアとして実現することによって達成できる。しかし、他のいくつかの実施形態では、類似の特徴を持つこれ以外の適当な電流バッファの使用も可能である。

いくつかの実施形態では、電圧バッファ４４０を、高い入力インピーダンスを有するように選択することで、ノード２２４における電圧を、これへの影響なく、ノード２２６で再生成させられるようになる。様々な実施形態では、これにより、標準化された非侵襲性の電圧測定をノード２２６にて行えるようになる。

いくつかの実施形態では、荷電部を変更した場合であっても、電流多重化システム２００を較正ステップなして使用できる。例えば、電極２０６を新たな患者に接続された時には較正ステップが不要になる。これに加え、様々な実施形態では、電流多重化システム２００は、患者の電極の界面を部分修正することなく、あるいは操作することなく使用できる。

様々な実施形態では、電流伝送回路２２０を単一集積回路上に統合することができる。いくつかの実施形態では、複数の電流伝送回路２２０を単一集積回路上に統合、パッケージ化して、シングルチップにすることができる。

様々な実施形態で、あらゆる適切な方策を用いて、様々な入力を各電流注入回路２２０に切り替えまたは多重化できることが理解されるべきである。利用する切り替えまたは多重化方法に関わらず、結果として寄生容量４１０が生じる。電流バッファ４３０は、電極／患者界面を、切り替えおよびその寄生素子によって生じる干渉効果から隔離する。同様に、電圧バッファ４４０は、あるいは電圧バッファ４４０以外の構成部によって生じ得る干渉効果から電極２０６（および、これにより患者の電極界面）を隔離する。

したがって、一例では、この装置を、生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給し、同電極にて信号を検知するように使用できる。上述の例は電流の伝送と電圧の測定とに着目しているが、これは必須なわけではなく、駆動信号を電圧信号にし、電流信号を測定するようにしてもよい。あるいは、信号伝送回路を被験者に印加した駆動信号の測定に使用できるので、これにより、これを例えば計算インピーダンスの測定などに使用できるようになる。これは、インピーダンス計算に使用する駆動信号の大きさと位相を可能な限り正確に確保するために実行できる。

したがって、大まかに言えば、この装置は第１バッファおよび第２バッファを含んだ信号伝送回路を設けている。第１バッファは、信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを含んでいる。同様に、第２バッファは、第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、電極で検知された信号であることを表す信号をセンサに提供するための第２バッファ出力部とを含んでいる。

一例では、第１バッファは電流バッファであり、第２バッファは電圧バッファであり、そのため駆動信号を被験者に印加することが可能なり、電極での電圧を検知できるようになる。しかし、別の例では、電圧信号を被験者に印加して、測定対象である被験者に電流を流すことができる。

信号伝送回路により、電極を介して駆動信号を被験者に印加した後に、その電極において信号を測定できるようになる。一例では、測定された信号は生体被験者の電位などの信号を表し、１つの電極を駆動電極と検知電極の両方として使用している。しかしこれは必須ではなく、別の例では、第１、第２電流伝送回路をそれぞれ駆動電極と検知電極に接続することができる。

したがって、一例では、第１信号伝送回路は、第１バッファと第２バッファを含んでいてよく、第１バッファは、信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、駆動電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを設け、第２バッファは、第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、駆動電極で検知された駆動信号であることを表す信号を提供する第２バッファ出力部とを設ける。これにより、生体被験者に注入された駆動信号の大きさを測定し、この値をインピーダンス確定などを実行するために使用できるようになる。この例では、駆動信号が電流信号である場合、第２バッファは通常、第１バッファ出力部と電極との間に配置した抵抗器に並列接続した入力部を設けた増幅器であるので、電流を測定対象の被験者に注入できるようになる。

この例では、第２信号伝送回路は、第１バッファと第２バッファを含んでいてよく、第１バッファは、接地された第１バッファ入力部と、検知電極に接続された第１バッファ出力部を設け、第２バッファは、第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、検知電極で検知された信号であることを表す信号を提供する第２バッファ出力部を設ける。

ここで図５を参照すると、これは図４の電流多重化システムの略図であり、さらなる構成部を示している。様々な実施形態では、電流伝送回路２００はさらに直流オフセット制御回路５５０を備えることができる。いくつかの実施形態では、直流オフセット制御回路５５０は電流バッファ４３０のフィードバックループにおいて接続されている。より具体的には、直流オフセット制御回路５５０はノード２２６とノード２２２との間に接続している。様々な実施形態では、直流オフセット制御回路５５０を使用して、ノード２２４における直流オフセットまたは直流バイアスを制御する。しかしここでは、電極２０６と患者２０８との間に存在する電極／患者界面を妨害しないよう、直流オフセット制御回路５５０をノード２２２に接続されている。直流オフセット制御回路５５０をこのように用いることで、電流多重化システム２００を使用した測定の精度が増す。

様々な実施形態では、電流伝送回路２００はさらに負インピーダンス回路５７０を備えることができる。負インピーダンス回路５７０は、電流バッファ４３０や、例えばノード２２４にて他の回路要素によって導入された寄生インピーダンス４３８を補償するために使用できる。負インピーダンス回路５７０は増幅器５７１と補償インピーダンス５９１を備える。様々な実施形態では、電圧増幅器５７１は１よりも大きな利得値を有する。負インピーダンス回路５７０を使用することで、寄生インピーダンス４３８によってノード２２４から失われた漏洩電流（ΔＩ_２）とほぼ同等の電流をノード２２４に提供できる。負インピーダンス回路５７０の動作について以降でより詳細に説明する。

直流オフセット制御回路５５０の使用はオプションであることが理解されるべきである。また、負インピーダンス５７０の使用もオプションであることも理解されるべきである。さらに、直流オフセット制御回路５５０と負インピーダンス回路５７０は互いに独立した使用が可能なことが理解されるべきである。したがって、様々な実施形態は、直流オフセット制御回路５５０か負インピーダンス５７０のいずれか一方を使用する、あるいは、直流オフセット制御回路５５０と負インピーダンス回路５７０の両方を使用する、またはいずれも使用しないことができる。

さらに、様々な実施形態では、直流オフセット制御回路５５０と負インピーダンス回路５７０を電流伝送回路２２０の一部として集積することも可能であることが理解されるべきである。様々な他の実施形態では、直流オフセット制御回路５５０と負インピーダンス回路５７０のいずれか一方または両方を、別個の回路として設けることができる。例えば、いくつかの実施形態では、マルチプレクサを使用して、これらの回路のどちらかを特定の電流伝送回路に接続することができるが、しかしこれに限定はされない。

ここで図６を参照すると、これは、伝達チャネル６０１と、伝達線を短絡する寄生インピーダンス４３８と、負インピーダンス回路５７０とを備えた回路６００の略図である伝達チャネル６０１を例えばノード２２４に対応させてもよい。負インピーダンス５７０は電圧増幅器５７１と補償インピーダンス５９１を備えている。増幅器５７１の入力部を信号伝達チャネル６０１に接続し、出力部を補償インピーダンス５９１の１つの端子に接続されている。補償インピーダンスの別の端子を信号伝達チャネルに接続されている。

信号伝達チャネル６０１を使用して、任意の適当な回路または回路構成部（例えば電極など）であってよい荷電部（不図示）に電流を伝送できる。信号伝達チャネル６０１上に信号が存在するため、寄生インピーダンス４３８にかけて電圧が出現する。これにより、寄生インピーダンス４３８に漏洩電流Ｉ_{ｌｅａｋａｇｅ}が流れる。寄生インピーダンス４３８に流れる電流の大きさは、インピーダンスの値、並びにその端子に出現する電圧の大きさによって異なる。

増幅器５７１は、信号伝達チャネル６０１上に出現する信号を増幅する。様々な実施形態では、増幅器５７１は１よりも大きな利得を持つ。これにより、補償インピーダンス５９１に電圧が出現し、補償インピーダンス５９１に電流Ｉ_ｃｏｍｐが流れるようになる。

様々な実施形態では、増幅器５７１の利得と補償インピーダンスの値を、寄生インピーダンス４３８に流れる電流が、補償インピーダンス５９１に流れる電流によって補償されるように選択する。具体的には、信号電圧をＶ_{ｓｉｇｎａｌ}、寄生インピーダンスをＺ_ｐａｒａとすると、漏洩電流を次式で表すことができる：

同様に、補償インピーダンスをＺ_ｃｏｍｐとすると、補償電流に流れる補償電流の増幅器利得は次式で表すことができる：

式（１）と式（２）とを一致させると次式が得られる：

そのため、式（３）を満たすようにＧとＺ_ｃｏｍｐを選択することで、補償電流が漏洩電流とぴったり一致する。補償インピーダンス５９１は、寄生インピーダンス４３８の影響を相殺する負インピーダンスとして有効に機能する。

様々な実施形態では、寄生インピーダンスの値はわかっていなくてよいため、増幅器の利得を単純に上述の式（３）を使って選択することはできないかもしれない。このような実施形態では、利得の値を図６の回路６００を使用して推定することができる。具体的には、回路６００は、補償インピーダンスと利得の値範囲とを選択することで実現される。回路は利得の様々な値で動作し、出力は監視される。要求される値を超える利得の値については、出力が変動する。そのため、利得の正確な値は、（１）出力が変動する既知の最小の利得値、（２）出力が変動しない既知の最大の利得値、によって範囲画定された値の範囲内に収まる。この工程は、適切な利得値が選択されるまで反復的に継続することができる。適切な利得値が決定したら、上述の式（３）を用いて寄生インピーダンスを推定できる。

様々な実施形態では、寄生インピーダンスは容量成分と抵抗成分の両方を備えていてよい。しかし、いくつかの実施形態では、容量性負荷の影響は抵抗性負荷の影響よりも遥かに大きくてよい。このようなケースでは、出願人の示唆による様々な実施形態を使用して、抵抗性負荷ではなく容量性負荷を割り当てることができる。あるいは、出願人の示唆を使用して、寄生インピーダンスの任意部分を部分的に補償することもできる。したがって様々な実施形態では、出願人の示唆による回路を使用すれば、漏洩電流によって損失した全ての電流を必ずしも完全には補償しないが、信号伝達チャネルに接続された任意の寄生インピーダンスを流れるあらゆる漏洩電流を減少または部分的に補償できる。

あるいは、寄生インピーダンスを周知の示唆に従って測定または推定してもよい。これによって得た寄生インピーダンスの値を用いて、次に、補償インピーダンスと利得の値の範囲との初期値を選択できる。その後、この利得を上述の方法に従って微調整してもよい。

ここで図７を参照すると、これは図５の電流多重化システムの略図であり、直流バイアス制御と負インピーダンスをより詳細に示している。様々な実施形態では、電圧バッファ４４０は出力フォロアとして接続された演算増幅器７４２を備える。より具体的には、非反転入力部７４４はノード２２４に接続され、その一方で、反転ノード７４６と出力部７４８はノード２２６に接続されている。

様々な実施形態では、負インピーダンス回路５７０は、非反転入力部７７４と、反転入力部７７６と、出力部７７８とを設けた演算増幅器７７２を備えている。ノード２２６と非反転入力部７７４との間には抵抗器７８０が接続されている。反転入力部７７６とグランドとの間には抵抗器７８２が接続されている。抵抗器７８４の一方の端子は出力部７７８に、他方の端子は抵抗器７８６に接続されている。非反転入力部７７６と抵抗器７８４、７８６の共通端子との間に、コンデンサ７８８と抵抗器７９０がそれぞれ接続されている。ノード２２４と抵抗器７８６との間に、コンデンサ７９２と抵抗器７９４が接続されている。以下で、負インピーダンス回路についてより詳細に述べる。

いくつかの実施形態では、直流オフセット制御回路５５０は、積分器として接続された演算増幅器７５２を備えている。具体的には、演算増幅器７５２は非反転入力部７５４、反転入力部７５６、出力部７５８を設けている。反転入力部７５６と出力部７５８との間にはコンデンサ７６０が接続している。反転入力部７５６とノード２２６との間には抵抗器７６２が接続している。

非反転入力部７５４と地面との間には抵抗器７６４が接続している。出力部７５８とノード２２２との間には抵抗器７６６が接続している。
ここで、図７の負インピーダンス回路５７０の略図である図８を参照する。より明確化する目的で、図８は負インピーダンス回路５７０を電流多重化システム２００の他の部分とは別に例証している。

負インピーダンス回路５７０は増幅器部分５７１を備えており、この増幅部分５７１は非反転入力部７７４と、反転入力部７７６と、出力ノード７７８とを装備した演算増幅器７７２を設けている。演算増幅器７７２はさらに母線８９５、８９６を備えている。

再び増幅器部分５７１と増幅器部分５７１を参照すると、これらはさらに入力平衡化部分８９７、利得制御部分８９８、安定性制御部分８９９を備える。入力平衡化部分８９７は、ノード２２６と非反転入力部７７４との間に接続した抵抗器７８０を備えている。利得制御部分８９８は抵抗器７８２と抵抗器７９０を備えている。抵抗器７８２、７９０の値を調整することで、増幅器部分７７１全体の利得Ｇを調整できる。様々な実施形態では、抵抗器７８２、７９０の値を１よりも大きな値に設定してもよい。安定性制御部分８９９はコンデンサ７８８、抵抗器７８４、抵抗器７９４を備える。コンデンサ７８８、抵抗器７８４、抵抗器７９４の値を調整することで、増幅器回路全体の安定性を変更することが可能である。

様々な実施形態では、負インピーダンス回路５７０は補償インピーダンス５９１をさらに備えている。そして補償インピーダンス５９１は抵抗器７９４とコンデンサ７９２を備えており、これらは両方ともノード２２４と安定性制御部分８９９との間に接続している。補償インピーダンス５９１は、図７の寄生インピーダンス４３８を補償するために使用される。利得制御部分８９８と補償インピーダンス５９１を調整することで、信号伝達チャネルに提供される補償電流を調整し、その大きさを漏洩電流の大きさと一致させることができる。これは、上に挙げた式（３）に従って行える。

上述の例は定電流源の使用に着目しているが、これは必須なわけではなく、代わりに、このシステムは電圧源を使用してもよく、この電圧源で生成された電圧は電流の形態をした駆動信号を被験者体内に注入するために使用され、この駆動信号の大きさがノード２１４にてセンサによって測定される。

これにより、電流伝送回路２２０をより広範に「信号伝送回路」と呼べることが理解されるだろう。同様に、電流バッファと電圧バッファは、生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給し、そして、電極での信号であることを表す信号を提供する第１バッファと第２バッファであってよい。

上述したように、信号伝送回路は様々なシステムにおいて使用できる。一例では、信号伝送回路を被験者の生体電気インピーダンスの解析に適した装置に組み込むことができ、ここで、その一例を図９を参照して説明する。

図示するように、この装置は測定装置９００を設けており、測定装置９００は、対応する第１リード線９２３Ａ、９２３Ｂを介して１または複数の信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂに、また、対応する第２リード線９２５Ａ、９２５Ｂを介して１または複数のセンサ９１８Ａ、９１８Ｂに接続した処理システム９０２を含んでいる。

使用時には、信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂは駆動信号伝送回路９１９Ａ、９１９Ｂを介して２つの第１電極９１３Ａ、９１３Ｂに接続され、次にこれが駆動電極として機能することで、信号を被験者Ｓに印加できるようになり、一方、１または複数のセンサ９１８Ａ、９１８Ｂは第２信号伝送回路９２０Ａ、９２０Ｂを介して第２電極９１５Ａ、９１５Ｂに接続され、次にこれが検知電極として機能することで、被験者Ｓにかけて信号を検知できるようになる。駆動回路と検知信号伝送回路は、上述した図１〜図８の伝送回路と類似することが理解されるだろう。

一例では、１つの信号生成器９１７を駆動信号伝送回路９１９Ａ、９１９Ｂに接続し、その後、図３の例にあるマルチプレクサ２０４ａを介して駆動電極９１３Ａ、９１３Ｂに接続している。同様に、１つのセンサ９１８を検知信号伝送回路９２０Ａ、９２０Ｂに接続され、その後、図３の例のマルチプレクサ２１２ｂのようなマルチプレクサを介して、検知電極９１５Ａ、９１５Ｂに接続することができる。

しかしこれは必須なわけではなく、代わりに、第１信号生成器９１７Ａ、第２信号生成器９１７Ｂ、センサ９１８Ａ、９１８Ｂを、それぞれ対応する信号伝送回路を介し、それぞれ対応する電極９１３Ａ、９１３Ｂ、９１４Ａ、９１４Ｂに接続して使用することも可能である。この配置は、以降でより詳細に述べるように平衡化を行うために使用する場合には特に有用である。

よって、これにより、信号を被験者に印加するための信号源と、被験者からの信号を検知するためのセンサと、信号源を制御し、センサからの信号を受信するための処理システムと、少なくとも１つの信号伝送回路とを含んだ、被験者に対してインピーダンス測定を実行するために使用する装置が得られ、前述の少なくとも１つの信号伝送回路は第１バッファと第２バッファを含み、第１バッファは、信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、および生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを設け、第２バッファは、第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、電極で検知された信号であることを表す信号をセンサに提供する第２バッファ出力部とを設けている。

一例では、少なくとも１つの信号伝送回路を、生体被験者に取り付けた電極に駆動電流を供給するために使用し、また、少なくとも１つの信号伝送回路を、検知電極での電圧であることを表す電圧信号を提供するために使用している。

ここで、インピーダンス測定装置のさらなる特徴について説明する。
信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂと、センサ９１８Ａ、９１８Ｂは、処理システム９０２と電極９１３Ａ、９１３Ｂ、９１５Ａ、９１５Ｂとの間の任意の位置に提供されており、さらに測定装置９００に組み込むことができる。しかし、一例では、信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂと、センサ９１８Ａ、９１８Ｂとを電極システム内、または被験者Ｓの付近に提供された別のユニット内に集積し、信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂと、センサ９１８Ａ、９１８Ｂを、リード線９２３Ａ、９２３Ｂ、９２５Ａ、９２５Ｂによって処理システム９０２に接続している。

上述のシステムは、それぞれを添字Ａ、Ｂで示した、従来の４端子インピーダンス測定を実行するために用いる２つのチャネル装置であることが理解されるだろう。２つのチャネル装置の使用は、以下でより詳細に述べるように、単に例証を目的としたものでしかない。

オプションの外部インターフェース９０３（例えば、外部データベースまたはコンピュータシステム、バーコードスキャナなど）を使用すれば、測定装置９００を、有線／無線接続あるいはネットワーク接続を介して、１または複数の周辺装置９０４に接続することができる。通常、処理システム９０２は入出力装置９０５をさらに含み、この入出力装置はタッチスクリーン、キーパッドおよびディスプレイなどの適切な形態であってよい。

処理システム９０２は、使用時には制御信号を生成するように設けられている。この制御信号は、第１電極９１３Ａ、９１３Ｂを介して被験者Ｓに印加できる、適切な波形を持つ電圧信号または電流信号のような１または複数の交流信号を、信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂに生成させる。センサ９１８Ａ、９１８Ｂは次に、第２電極９１５Ａ、９１５Ｂを使用して、被験者Ｓにかかる電圧または被験者に流れる電流を確定し、さらに、適切な信号を解析のために処理システム９０２へ転送する。装置が、信号生成器またはセンサを対応する信号伝送回路に接続するためにマルチプレクサを設けている場合、通常、処理システムがマルチプレクサを制御するようにも作用するので、これにより、要求された通りに信号を被験者に伝送し、被験者にかけてこれを測定できるようになる。

したがって、処理システム９０２は、適切な制御信号を生成することと、測定した信号の少なくとも一部を解釈して、被験者の生体電気インピーダンスを確定することとに適し、また任意で、相対体液レベルや、浮腫、リンパ浮腫のような状態の有無またはその程度、体成分の測定値、心機能などといった他の情報を確定することに適した、あらゆる形態の処理システムであってよいことが理解されるだろう。

したがって、処理システム９０２は、ノート型、デスクトップ型、ＰＤＡ、スマートフォンなどの、適切にプログラムされたコンピュータシステムであってよい。あるいは、処理システム９０２は、ＦＰＧＡ（フィールド・プログラマブル・ゲートアレイ）のような特殊なハードウェアや、プログラムされたコンピュータと特殊なハードウェアの組み合わせなどから形成することができ、これについて以下に詳細に述べている。

使用時には、１または複数の信号を被験者Ｓに注入できるように、第１電極９１３Ａ、９１３Ｂを被験者上に位置決めする。第１電極の場所は、被験者Ｓの試験対象区分によって異なる。そのため、例えば、第１電極９１３Ａ、９１３Ｂを被験者Ｓの胸部および首領域上に配置して胸腔のインピーダンスを確定し、心機能解析に使用できるようにすることが可能である。あるいは、電極を被験者の手首と足首上に位置決めして、四肢や全身のインピーダンスを確定し、浮腫解析などに使用できるようにすることも可能である。

電極を位置決めしたら、第１リード線９２３Ａ、９２３Ｂ、および第１電極９１３Ａ、９１３Ｂを介して、１または複数の交流信号を被験者Ｓに印加する。交流信号の性質は、測定装置の性質と、その後に実行する解析とによって異なる。

例えば、このシステムは生体インピーダンス解析（Ｂｉｏｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ）（ＢＩＡ）を使用することができ、そこでは、単一の低周波信号（通常５０ｋＨｚ未満）が被験者Ｓ内に注入され、測定されたインピーダンスが細胞内・細胞外の相対体液レベルの評価に直接使用される。これと対照的に、生体インピーダンス分光（Ｂｉｏｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）（ＢＩＳ）装置は、非常に低い周波数（４ｋＨｚ）からより高い周波数（１０００ｋＨｚ）までの周波数を利用し、また、この範囲内の２５６以上の異なる周波数を用いて、複数のインピーダンス測定をこの範囲内で行えるようにする。

したがって、測定装置９００は、１つの交流信号を、好ましい実現に応じ、単一周波数で、複数の周波数で同時に、または多数の交流信号を異なる周波数で逐次印加してもよい。印加信号の周波数または周波数範囲も、実行中の解析によって異なってよい。

一例では、印加信号は、交流電圧を被験者Ｓに印加する電圧生成器によって生成される。電圧生成器は電流信号を印加することもできる。一例では、電圧源を、通常、独立制御可能な信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂの各々に対し対称的に配列し、被験者にかかる信号電圧を変更し得るようにすることができる。

第２電極９１５Ａ、９１５Ｂ間で電圧差および電流の少なくとも一方が測定される。一例では、電圧は差別的に測定される。つまり、各センサ９１８Ａ、９１８Ｂを使用して、第２電極９１５Ａ、９１５Ｂの各々で電圧が測定される。そのため、シングルエンド型のシステムと比較して、電圧の半分のみの測定で済む。

取得した信号と測定した信号は、ＥＣＧ（心電図）などの人体が生成する電圧と、印加信号が生成する電圧と、環境性の電磁干渉によって生じたその他の信号との重ね合わせになる。そのため、フィルタリングやその他の適切な解析を採用して、望まない成分を除去することができる。

取得した信号を復調することで、通常、印加周波数での系のインピーダンスを得る。重畳周波数を復調する１つの好適な方法は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いて時間領域データを周波数領域に変換するというものである。これは、通常、印加電流信号が印加周波数の重畳である場合に用いられる。測定した信号の窓掛けを必要としない別の技法にスライディングウィンドウ（Ｓｌｉｄｉｎｇ ｗｉｎｄｏｗ）ＦＦＴがある。

印加電流信号が種々の周波数の掃引によって形成される場合、測定した信号に、信号生成器から導出される基準正弦波および余弦波を乗算し、複数のサイクル全体にわたって積分する処理技法を用いることがより一般的である。このプロセスにより、いかなる高周波応答も阻止され、ランダムノイズが大幅に低減する。

当業者には、その他の適切なデジタルおよびアナログ復調技法も見つけるだろう。
ＢＩＳの場合、インピーダンス測定値またはアドミッタンス測定値を、記録された電圧と電流信号を比較することにより、各周波数の信号から確定することができる。これにより、復調アルゴリズムが各周波数で振幅信号および位相信号を生成することができる。

上述の処理の一部として、第２電極９１５Ａ、９１５Ｂ間の距離を測定し、記録できる。同様に、被験者に関連した他のパラメータ、例えば身長、体重、年齢、性別、健康状態、また、あらゆる干渉物およびそれが生じた日付と時間を記録することもできる。さらに、これ以外にも現在処方されている薬剤などの情報も記録できる。次に、インピーダンス測定のさらなる解析を実行するためにこの記録を使用することで、浮腫の有無またはその程度の確定や、体成分の評価などを行うことができる。

インピーダンス測定の精度は多数の外的因子を受ける。これには例えば、被験者と周囲環境との間、リード線と被験者との間、電極間などにおける容量結合の影響が含まれるが、これらの影響は、リード線構造、リード線形状、被験者の姿勢などの因子によって変化する。これに加え、通常、電極表面と皮膚との間の電気接続のインピーダンス（「電極インピーダンス」として周知である）は変化するが、この変化は皮膚湿潤レベル、メラトニンレベルなどの因子に依存する。さらなる誤差要因は、リード線の複数の導体間、またはリード線自体どうしの間における誘導結合の存在である。

このような外部因子により、測定プロセスとこれに続く解析に誤りが生じる可能性があるため、測定プロセスへの外的因子の影響を低減できることが望ましい。
起こり得る誤りの１つの形態は、電圧が被験者に非対称にかかることが原因で生じ、この状況は「不平衡」と呼ばれる。こうした状況により、被験者の身体中心での信号電圧が著しく高くなり、被験者の胴体と被験者を支えている支持面との間の寄生容量から浮遊電流が生じる結果となる。

被験者の実効中心に対して電圧が非対称にかかる不平衡は、被験者のインピーダンスとは無関連の被験者Ｓにおける信号の有効な基準である「コモンモード」信号を生じさせる。

この影響の低減を助けるには、電圧が被験者の身体中心の周囲に対称的になるように被験者Ｓに信号を印加することが望ましい。この結果、測定装置の電圧と等しい被験者Ｓ体内の基準電圧が、電極の配置位置に対して考えて被験者の実効身体中心に近づく。測定装置の基準電圧は通常「接地」であるため、被験者Ｓの身体中心が可能な限り接地に近くなっており、これにより被験者胴体にかけての信号全体の大きさが最小化されることで、浮遊電流が最小化する。

一例では、対称な電圧源を使用することで、検知電極周囲での対称的な電圧が達成される。このような電圧源は、例えば、各駆動電極９１３Ａ、９１３Ｂに電圧を対称的に印加する、差動双方向電圧駆動スキームである。しかしこれは、２つの駆動電極９１３Ａ、９１３Ｂの接触インピーダンスが一致しない場合や、被験者Ｓのインピーダンスが身長に沿って変化する場合には（これは実際の環境において通常に起こる）常に有効というわけではない。

一例では、装置はこの難点を、異なる電極インピーダンスを補償し、被験者Ｓにかかる電圧の望ましい対称性を回復するように、各駆動電極９１３Ａ、９１３Ｂに印加された差動電圧駆動信号を調節することによって克服する。ここではこのプロセスを「平衡化」と呼ぶが、一例では、この平衡化はコモンモード信号の大きさを低減する助けとなり、これにより、被験者に関連した寄生容量により生じた電流損失が低減する。

検知電極９１５Ａ、９１５Ｂにて信号を監視し、これらの信号を、駆動電極９１３Ａ、９１３Ｂを介して被験者に印加された信号を制御するために使用することで、不平衡の度合いと、必要な平衡化の量とを確定できる。特に、不平衡の度合いは、検知電極９１５Ａ、９１５Ｂで検出した電圧から付加的電圧を確定することで計算できる。

１つのプロセス例では、各検知電極９１５Ａ、９１５Ｂで検知された電圧を用いて第１電圧を計算する。これは測定電圧どうしを組み合わせたり加算することで達成できる。したがって、第１電圧が付加的電圧（一般に、コモンモード電圧または信号と呼ばれる）であってよく、これは差動増幅器を使用して確定できる。

これに関し、通常、差動増幅器は、第２電圧を求めるために、２つの検知された電圧信号Ｖ_ａ、Ｖ_ｂを組み合わせるべく使用され、一例では、この電圧信号は被験者上の関心ポイントにかかる電圧差分Ｖ_ａ〜Ｖ_ｂである。電圧差分は、インピーダンス値を導出するために、被験者に流れる電流の測定値と共に使用される。

しかし差動増幅器は、通常、コモンモード信号の計測である「コモンモード」信号（Ｖ_ａ＋Ｖ_ｂ）／２も提供する。
差動増幅器はコモンモード拒否機能を含むが、これは概して有限的な効果でしかなく、通常は、より高い周波数にてその有効性が低減するため、大きなコモンモード信号は差分信号の上に誤差信号を重ねて生成することになる。

コモンモード信号によって生じた誤差は、各検知チャネルを較正することで最小化できる。差動増幅器の両入力が利得特徴と位相特徴において完全に一致し、信号の増幅と共に直線的に動作するという理想的なケースでは、コモンモード誤差はゼロである。一例では、差動増幅器の２つの検知チャネルは、差分処理前にデジタル化される。そのため、各チャネルに較正因子を別々に適用して、両特徴をより高い精度で一致させ、低いコモンモード誤差を達成すれば簡単である。

したがって、コモンモード信号を確定して、例えば、印加された信号の相対的な大きさや位相を調整することで、印加された電圧信号が調整され、これにより、コモンモード信号が低減し、あらゆる不平衡がかなり排除される。

ここで、これを実行するための図９の装置の動作の一例を、図１０を参照しながら説明する。
ステップ１０００において、第１信号を被験者Ｓに印加し、ステップ１０１０において、第２信号が被験者Ｓにかけて測定され、確定される。通常、これは上で大要を述べた技術を用いて達成される。したがって、処理システム９０２は、信号生成器９１７Ａ、９１７Ｂに第１信号を生成させ、通常、この第１信号を、第１電極９１３Ａ、９１３Ｂを介して被験者Ｓに印加する。同様に、センサ９１８Ａ、９１８Ｂが、第２電極９１５Ａ、９１５Ｂを介し、第２信号を、これが処理システム９０２に供給された旨の表示と共に検知する。

ステップ１０２０において、処理システム９０２が、第２電極９１５Ａ、９１５Ｂで検知された第２信号を用いて不平衡を確定し、一例ではこれはコモンモード信号を表す。
ステップ１０３０において、不平衡を低減し、そしてコモンモード信号の大きさを縮小するために、測定装置が被験者Ｓに印加された第１信号をオプションで調整する。これにより、第１電極９１３Ａ、９１３Ｂのいずれか一方に印加された信号の大きさを調整でき、これは例えば、相対的な信号の大きさを増減したり、相対的な信号位相を変更したりすることで行え、これによって、被験者体内の信号が平衡化され、電極の位置に関連した被験者体内で基準電圧の位置が中心化される。

すると、ステップ１０４０において、測定装置が被験者に印加された信号と、電極９１３Ａ、９１３Ｂとを確定することができ、これにより、ステップ１０５０においてインピーダンスが確定される。

被験者Ｓ内の基準電圧の位置はインピーダンスに依存するので、通常、不平衡は印加信号の周波数に応じて変化する。したがって、一例では、不平衡を画定し、各印加周波数において印加信号を調整することが典型的である。しかし、これは好ましい実現に依存してよい。

インピーダンス測定装置を平衡化する手順および演算については、特許文献１でより詳細に述べられているため、ここではこれ以上の詳細な説明を省く。
様々な例において、出願人の示唆は電流伝送回路に関連する。様々な例において、電流伝送回路は入力部と、電流出力部と、電圧出力部とを備える。いくつかの例では、電流伝送回路はその入力部にて電流を受け、これと釣り合った出力電流を電流出力部にて生成する。様々な例において、電流伝送回路は、電流伝送回路の電流出力部に現れる入力電圧信号と釣り合った出力電圧信号を電圧出力部にて生成する。

出願人の示唆による様々な例において、電流伝送回路は電流バッファと電圧バッファを備えている。電流バッファおよび電圧バッファの各々は入力部および出力部を設けている。電流伝送回路の入力部は電流バッファの入力部に接続されている。電流バッファの出力部は電流伝送回路の電流出力部に接続されている。電圧バッファの入力部は電流伝送回路の電流出力部に接続されている。電圧バッファの出力部は電流伝送回路の電圧出力部に接続されている。

いくつかの事例では、出力電流は入力電流とほぼ同等である。様々な例では、出力電圧信号は入力電圧信号とほぼ同等である。
いくつかの例では、電流バッファは電流コンベアである。いくつかの事例では、電圧バッファは電圧フォロワである。

様々な例において、電流伝送回路はさらに、電流バッファ出力部に接続された寄生インピーダンスを備えている。
いくつかの事例では、電流伝送回路は電流バッファ出力部に接続された寄生インピーダンスをさらに備える。いくつかの例では、電流伝送回路はさらに、寄生インピーダンスを補償するための、電圧バッファ出力部と電流バッファ出力部との間に接続された負インピーダンスを備えている。いくつかの例では、負インピーダンスは、補償インピーダンス値を持った補償インピーダンスと、第１端子および第２端子とを備え、この第１端子は電圧バッファ入力部に接続され、負インピーダンスはさらに、補償増幅器入力部と補償増幅器出力部と利得とを設けた補償増幅器を備えており、補償増幅器入力部は電圧バッファ出力部に接続され、補償増幅器出力部は、補償電流をインピーダンスに流れるように提供するために、補償インピーダンスの第２端子に接続されており、利得値と補償インピーダンス値は、補償電流が漏洩電流とほぼ同等の大きさを持つようにするために、寄生インピーダンス値に基づいて選択される。

様々な例では、電流伝送回路は、電圧バッファ出力と電流バッファ入力との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに備えている。出願人の示唆に従ったいくつかの例では、直流オフセット制御部は、電圧バッファ出力部と電流バッファ入力部との間に接続された積分器を備えている。

様々な例では、出願人の示唆は、各々が１つの入力部と複数の出力部とを設けた１または複数の電流マルチプレクサと、１または複数の電流伝送回路とを備えた電流多重化回路に関連している。様々な例では、１または複数の回路マルチプレクサの出力部は、１または複数の電流伝送回路の各々の入力部に接続されている。いくつかの例では、電流多重化回路はさらに、１または複数の電圧マルチプレクサを備えている。１または複数の電流伝送回路の各々の電圧出力部は、１または複数の電圧マルチプレクサの入力部に接続されている。

様々な例では、回路はさらに、１または複数の定電流源を備える。様々な例では、各定電流源は１または複数の電流マルチプレクサの入力部に接続されている。
様々な例において、出願人の示唆は電流多重化システムに関連する。様々な例において、電流多重化システムは第１電流伝送回路と第２電流伝送回路とを備える。電流多重化システムはさらに、第１電流伝送回路の電流出力部に接続された第１電極と、第２電流伝送回路の電流出力部に接続された第２電極とを備えている。

様々な例では、第１電流伝送回路の電圧出力部は第１電圧マルチプレクサの入力部に接続され、第２電流伝送回路の電圧出力部は第２電圧マルチプレクサの入力部に接続されている。様々な例では、第１、第２電圧マルチプレクサの出力部は、差分電圧測定を可能にする第１、第２電圧測定信号を提供するようになっている。

いくつかの例では、第１定電流源は第１電流伝送回路の入力部に接続されている。いくつかの例では、第１定電流源は、交流定電流を提供するように制御可能である。いくつかの例では、交流定電流は定振幅と定位相を持つ。様々な例では、振幅と位相は制御可能に可変である。

いくつかの実施形態では、第２電流伝送回路の入力部は接地されている。様々な他の例では、第２電流伝送回路の入力部は第２定電流源に接続されている。様々な例では、第２定電流源は第１定電流源を補完する。ここで用いているように、用語「補完定電流源」は、１８０°位相シフトした同等の大きさの電流を提供する定電流源である。

いくつかの例では、電流多重化システムは１または複数の電流マルチプレクサをさらに備えている。各電流マルチプレクサは、第１電流伝送回路に接続された第１出力部と、第２電流伝送回路に接続された第２出力部とを設けている。いくつかの例では、少なくとも１つの電流マルチプレクサの１つの入力部が第１定電流源に接続されている。いくつかの例では、少なくとも１つの電流マルチプレクサの入力部が第２定電流源に接続されている。いくつかの例では、少なくとも１つの電流マルチプレクサの入力部は接地されている。

いくつかの例では、電流多重化システムはさらに、第３、第４電流伝送回路、並びに第３、第４電極を備えている。第３電極は第３電流伝送回路の電流出力部に接続されている。第４電極は第４電流伝送回路の電流出力部に接続されている。

いくつかの例では、第３電流伝送回路の電圧出力部は第１電圧マルチプレクサに接続され、第４電流伝送回路の電圧出力部は第２電圧マルチプレクサに接続されている。様々な例では、第１、第２電圧マルチプレクサの出力部は、差分電圧測定を可能にする第１、第２電圧測定信号を提供するようになっている。

いくつかの例では、第３、第４電流伝送回路の入力部は接地されている。
出願人の示唆によるいくつかの例では、電流多重化システムは、定電流源、電流マルチプレクサ、電流伝送回路、電極、電圧マルチプレクサを備えている。定電流源は電流マルチプレクサの入力部に接続されている。電流マルチプレクサの出力部は電流伝送回路の入力部に接続されている。電流伝送回路の電流出力部は電極に接続されている。電流伝送回路の電圧出力部は電圧マルチプレクサの入力部に接続されている。様々な例では、電流多重化システムはさらに、電流伝送回路の電流出力部に接続された電極を備えている。

当業者には多数の応用形および改良形が明白となるだろう。当業者に明白となるこのような応用形と改良形の全ては、本発明が説明以前に広範囲に表す精神および範囲の内に収まると考慮されるべきである。

上述した多種多様な例の特徴は、適宜、互換的な使用または併用が可能である。そのため、例えば、誤差を最小化するために一定範囲の複数の異なる技術について説明したが、これらを、特定の実現においてそれぞれ独立して使用したり併用することができる。

さらに、上述の例はヒトのような生体被験者に着目しているが、上述した測定装置および技術は、霊長類、家畜、そして競馬馬のようなパフォーマンスアニマルなどを含む（しかし限定はされない）、あらゆる動物に使用できることが理解されるだろう。

上述のプロセスは、浮腫、リンパ浮腫、体成分などを含む（しかし限定はされない）一定範囲の健康状態および病気の有無またはその程度を診断するために使用できる。

Claims (26)

1. 測定装置を生体被験者と電気的に接続する装置であって、前記装置は信号伝送回路を含み、前記信号伝送回路は、
   ａ）電流バッファを含み、前記電流バッファは、
   ｉ）信号源からの信号を受信する電流バッファ入力部と、
   ｉｉ）前記生体被験者に取り付けた電極に電流を供給する電流バッファ出力部と、を有し、
   ｂ）電圧バッファを含み、前記電圧バッファは、
   ｉ）前記電流バッファ出力部に接続された電圧バッファ入力部と、
   ｉｉ）前記電極における電圧を表す電圧信号をセンサに提供する電圧バッファ出力部と、を有し、
   ｃ）前記電圧バッファ出力部と前記電流バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む、測定装置を生体被験者と電気的に接続する装置。
2. 前記電流バッファは電流コンベアである、請求項１に記載の装置。
3. 前記電圧バッファは出力フォロアとして接続された増幅器である、請求項１または２に記載の装置。
4. 前記直流オフセット制御回路は、前記電圧バッファ出力部と前記電流バッファ入力部との間に接続された積分器を含む、請求項１〜３のいずれか一項に記載の装置。
5. 前記直流オフセット制御回路は、前記電極において直流オフセットを制御するために使用される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の装置。
6. 前記信号伝送回路は、前記電圧バッファ出力部と前記電流バッファ出力部との間に接続された負インピーダンス回路を含む、請求項１〜５のいずれか一項に記載の装置。
7. 前記負インピーダンス回路は、負インピーダンス回路増幅器と補償インピーダンスを含む、請求項６に記載の装置。
8. 寄生インピーダンス損失を補償するために、前記負インピーダンス回路増幅器の利得と、前記補償インピーダンスの値とのうちの少なくとも一方が選択される、請求項７に記載の装置。
9. 前記負インピーダンス回路は、
   ａ）補償インピーダンス値と、第１端子および第２端子とを有する補償インピーダンスを含み、前記第１端子は前記電流バッファ出力部に接続されており、
   ｂ）補償増幅器入力部および補償増幅器出力部および利得を有する補償増幅器をさらに含み、前記補償増幅器入力部は前記電圧バッファ出力部に接続されており、前記補償増幅器出力部は、前記インピーダンスに流す補償電流を提供するために前記補償インピーダンスの前記第２端子に接続されており、前記利得および前記補償インピーダンスの値は、前記補償電流が漏洩電流と同じ大きさを有することができるよう、寄生インピーダンス値に基づいて選択される、請求項６〜８のいずれか一項に記載の装置。
10. 前記装置は、
    ａ）複数の信号伝送回路を含み、前記信号伝送回路の各々は、それぞれに対応する、前記生体被験者に取り付けた電極に電流を提供するためのものであり、
    ｂ）少なくとも１つの信号源をさらに含み、
    ｃ）少なくとも１つの第１マルチプレクサをさらに含み、該第１マルチプレクサは、前記信号源を前記複数の信号伝送回路の１つに選択的に接続して、前記対応する電極を介して前記生体被験者に電流を印加する、請求項１〜９のいずれか一項に記載の装置。
11. 前記装置は、
    ａ）各々が前記電極での電圧を表す電圧信号を提供する複数の信号伝送回路と、
    ｂ）少なくとも１つのセンサと、
    ｃ）前記少なくとも１つのセンサを前記複数の信号伝送回路のうちの１つに選択的に接続することで、前記センサが対応するする前記電極における電圧を表す前記電圧信号を検知できるようにする、少なくとも１つの第２マルチプレクサと、を含む請求項１〜１０のいずれか一項に記載の装置。
12. 前記装置は、対応する第１および第２駆動信号を生成するための第１および第２信号源を含み、前記第１および第２信号源は対応する信号伝送回路に接続されている、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の装置。
13. 前記第１および第２信号源は、
    ａ）補信号、
    ｂ）定振幅および定位相を有する信号、並びに
    ｃ）制御された振幅および位相を有する信号のうちの少なくとも１つを生成する、請求項１２に記載の装置。
14. 少なくとも１つの信号源は接地されている、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の装置。
15. 前記装置は、
    ａ）前記生体被験者に取り付けた駆動電極に電流を供給するための少なくとも１つの信号伝送回路と、
    ｂ）検知電極での電圧を表す電圧信号を提供するための少なくとも１つの信号伝送回路と、を含む、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の装置。
16. 前記測定装置は少なくとも１つの信号源と少なくとも１つのセンサとを含む、請求項１〜１５のいずれか一項に記載の装置。
17. 前記測定装置はインピーダンス測定装置である、請求項１６に記載の装置。
18. 電流多重化システムであって、
    ａ）少なくとも１つの入力部と複数の出力部とを有する複数の電流マルチプレクサを備え、
    ｂ）各々が一定の大きさと周波数を有する第１および第２交流定電流源をさらに備え、前記第２定電流源は前記第１定電流源を補完するものであり、前記第１および第２定電流源の各々は電流マルチプレクサの入力部に接続されており、
    ｃ）複数の電流伝送回路をさらに備え、前記電流伝送回路の各々は入力部と、電流出力部と、電圧出力部とを有し、前記電流伝送回路の入力部の各々は電流マルチプレクサの出力部に接続されており、
    ｄ）複数の電極をさらに備え、前記複数の電極の各々は前記複数の電流伝送回路のうちの１つの電流出力部に接続されており、
    ｅ）複数の入力部と少なくとも１つの出力部とを有する少なくとも１つの電圧マルチプレクサをさらに備え、
    ｆ）前記各電流伝送回路は、
    ｉ）入力部および出力部を有する電流コンベアを備え、前記電流コンベアの入力部は前記電流伝送回路の入力部に接続され、前記電流コンベアの出力部は前記電流伝送回路の電流出力部に接続されており、
    ｉｉ）入力部および出力部を有する電圧バッファをさらに備え、前記電圧バッファの入力部は前記電流伝送回路の電流出力部に接続され、前記電圧バッファの出力部は前記電流伝送回路の電圧出力部に接続されており、
    ｉｉｉ）前記電圧バッファの出力部と前記電流コンベアの入力部との間に接続された積分器をさらに備え、
    ｉｖ）前記電圧バッファの出力部と前記電流コンベアの出力部との間に接続された負インピーダンス回路をさらに備え、前記負インピーダンス回路は、
    （１）補償インピーダンス値と、第１端子と、第２端子とを有する補償インピーダンスを備え、前記第１端子は前記電流コンベアの出力に接続されており、
    （２）補償増幅器入力部と、補償増幅器出力部と、利得とを有する補償増幅器をさらに備え、前記補償増幅器入力部は前記電圧バッファの出力部に接続され、前記補償増幅器出力部は、前記補償インピーダンスに流す補償電流を提供するべく、前記補償インピーダンスの前記第２端子に接続されており、前記利得値と前記補償インピーダンス値は、前記補償電流が漏洩電流と同じ大きさを有するように、寄生インピーダンス値に基づいて選択される、電流多重化システム。
19. 測定装置を生体被験者に電気的に接続する装置であって、前記装置は信号伝送回路を含み、前記信号伝送回路は、
    ａ）第１バッファを含み、前記第１バッファは、
    ｉ）信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、
    ｉｉ）前記生体被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを有し、
    ｂ）第２バッファをさらに含み、前記第２バッファは、
    ｉ）前記第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
    ｉｉ）前記電極での信号を表す検知信号をセンサに提供する第２バッファ出力部とを有する、
    ｃ）前記第２バッファ出力部と前記第１バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む、測定装置を生体被験者に電気的に接続する装置。
20. 前記第１バッファは電流バッファであり、前記駆動信号は駆動電流である、請求項１９に記載の装置。
21. 前記電流バッファは電流コンベアである、請求項２０に記載の装置。
22. 前記第２バッファは電圧バッファであり、前記検知信号は前記電極での電圧を表す電圧信号である、請求項１９〜２１のいずれか一項に記載の装置。
23. 前記第２バッファは電流バッファであり、前記検知信号は駆動電流である、請求項１９〜２１のいずれか一項に記載の装置。
24. 生体被験者にインピーダンス測定を実行する装置であって、前記装置は、
    ａ）被験者に信号を印加するための信号源と、
    ｂ）前記被験者からの信号を検知するセンサと、
    ｃ）前記信号源を制御し、前記センサからの信号を受信するための処理システムと、
    ｄ）少なくとも１つの信号伝送回路とを含み、前記信号伝送回路は、
    ｉ）第１バッファを含み、前記第１バッファは、
    （１）信号源からの信号を受信するための第１バッファ入力部と、
    （２）前記被験者に取り付けた電極に駆動信号を供給する第１バッファ出力部とを有し、
    ｉｉ）第２バッファをさらに含み、前記第２バッファは、
    （１）前記第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
    （２）前記電極での信号を表す検知信号をセンサに提供する第２バッファ出力部とを有し、
    ｉｉｉ）前記第２バッファ出力部と前記第１バッファ入力部との間に接続された直流オフセット制御回路をさらに含む、被験者にインピーダンス測定を実行する装置。
25. 前記装置は、
    ａ）前記生体被験者に取り付けた駆動電極に電流を供給する少なくとも１つの信号伝送回路と、
    ｂ）検知電極での電圧を表す電圧信号を提供する少なくとも１つの信号伝送回路と、を含む、請求項２４に記載の装置。
26. 前記装置は、
    ａ）前記生体被験者に取り付けた駆動電極に接続された第１信号伝送回路を含み、前記第１信号伝送回路は、
    ｉ）第１バッファを含み、前記第１バッファは、
    （１）前記信号源からの信号を受信する第１バッファ入力部と、
    （２）前記駆動電極に前記駆動信号を供給する第１バッファ出力部と、
    ｉｉ）第２バッファをさらに含み、前記第２バッファは、
    （１）前記第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
    （２）前記駆動電極での前記駆動信号を表す検知信号を提供する第２バッファ出力部とを有し、
    ｂ）前記生体被験者に取り付けた検知電極に接続された第２信号伝送回路をさらに含み、前記第２信号伝送回路は、
    ｉ）第１バッファを含み、前記第１バッファは、
    （１）接地した第１バッファ入力部と、
    （２）前記検知電極に接続された第１バッファ出力部とを有し、
    ｉｉ）第２バッファをさらに含み、前記第２バッファは、
    （１）前記第１バッファ出力部に接続された第２バッファ入力部と、
    （２）前記検知電極で検知した電圧の検知信号を表す第２バッファ出力部とを有する、請求項２５に記載の装置。