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【発明の名称】 電気特性測定装置
【発明者】 【氏名】石井 徹哉

【氏名】山崎 和俊
【要約】 【課題】ケーブルの容量を小さくし、高周波での電圧降下を少なくし、ノイズの影響を小さくすることができ、本電気特性測定装置を設置する際にさらにスペースを必要としない電気特性測定装置を提供すること。

【解決手段】本発明の電気的特性測定装置は、第１の電極Ｈｃ乃至第４の表面電極Ｌｐと本体１０２との間に計測部筐体１０１を設け、第１乃至第４電極と計測部筐体１０１との間をできるだけ短いケーブル１０で接続することができる。この発明の構成によれば、電極と計測部筐体１０１との間を短いケーブル１０で接続するので、ケーブルの容量が小さくなり、高周波での電圧降下が少なくなり、ノイズの影響を受けにくくなる。さらに、計測部筐体１０１と本体１０２とは比較的に離すことができるので、被験者の周囲において余分なスペースをとることがない。
【特許請求の範囲】
【請求項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まで導く第１ケーブルと、前記第１ケーブルの端部に設置され、被験者の体の所定の表面部位に導電可能に付ける第１電極と、前記被験者の体に投入された測定信号を受け、前記表面部位と隔たる所定の表面部位に導電可能に付ける第２電極と、前記第２電極からの測定信号を装置に戻す第２ケーブルと、前記被験者の体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る第３及び第４電極と、前記第３及び第４電極で検出される信号をそれぞれ装置に戻す第３及び第４ケーブルと、前記第３及び第４電極間で発生した電位差を測定する電圧測定手段と、前記信号発生手段により前記被験者の体に流した電流と前記電圧測定手段によって測定された電圧値により生体の前記表面部位間の生体電気インピーダンスを算出し、求めるべき生体電気インピーダンス又は生体電気インピーダンスに基づく物理量を算出する演算部と、を備える電気特性測定装置であって、該電気特性測定装置の筐体として本体と計測部筐体とを別々に設けたことを特徴とする電気特性測定装置。
【請求項２】 前記計測部筐体は、前記第３及び第４電極に接続されたインピーダンス変換回路を収容し、前記本体は、該インピーダンス変換回路より後段の構成を収容することを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。
【請求項３】 前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路を収容し、前記本体は、該アナログ信号処理回路より後段の構成を収容することを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。
【請求項４】 前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器及びＤ／Ａ変換器を収容し、前記本体は該アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器及びＤ／Ａ変換器より後段の構成を収容することを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。
【請求項５】 前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器及びＣＰＵを収容し、前記本体は、該アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器及びＣＰＵより後段の構成を収容することを特徴とする請求項１記載の電気特性測定装置。
【請求項６】 前記本体は、複数の前記計測部筐体が接続可能であることを特徴とする請求項１乃至５いずれかに記載の電気特性測定装置。
【請求項７】 前記本体と前記計測部筐体とは無線で接続されることを特徴とする請求項１乃至６記載の電気特性測定装置。
【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体電気インピーダンス法に基づいて、被験者の体脂肪の状態や体水分分布を推計するのに有用な電気特性測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】本発明者は、かつて生体電気インピーダンス測定装置として、Ｍ系列信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の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。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, 波江野誠等著,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）。
【０００４】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、位相のズレ（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できる。
【０００５】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、電気は細胞外液を通してのみ流れ、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。
【０００６】次に、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を越えると、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。
【０００７】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、Ｃmkは細胞膜容量を表し、Ｒik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。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）、（１／Ｒｉ＝Σ１／Ｒik）に等しい。
【０００８】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、除脂肪体重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、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。このような各パラメータの測定・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。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、人体のインピーダンスを４端子法を用いて測定する場合についてつぎのような問題がある。これについて図８乃至図１０を参照して説明する。図８は各電極を人体に接続したときの図である。図９はこれを接続した状態の等価図である。図９においてＶは電位差測定器、Ｉは周波数ｆの電流源である。上記したように人体のインピーダンスを４端子法を用いて測定する場合、電流源Ｉより、ｉ(ｔ)＝ｉ0cos(２πｆｔ) という信号を人体に流したとき、電位差計で測定される電圧は、図１０に示した表のようになる。ここでｒ1＝ｒ2＝１００Ω，ｚ＝５００Ωとする。ここで、ｒ1は表面電極ＨｃとＨｐとの間の抵抗、ｒ2は表面電極ＬｃとＬｐとの間の抵抗、ｚは体のインピーダンス、Ｃｐ＝Ｃｃはケーブル容量である。この表から分かるようにケーブルが長くなり、容量が１００ｐＦから１０００ｐＦに増加すると、インピーダンスの測定値は真値５００Ωから大きくずれてしまう。
【００１０】前記した装置を、例えば、人工透析用の装置として使用することに重点を置いて説明する。ところで、人工透析を受ける患者に本発明装置の電極を取り付け、種々の計測値を得ようとする場合、透析用ベッドの周辺には既存の諸設備があり、電極までのケーブルを延長して、患者に電極を接続しようとする場合、ケーブルの容量が大きくなり、高周波で電圧降下が生じ、携帯電話等のノイズの影響を受けやすいという問題が生じる。
【００１１】その上、既存の諸設備のあるスペースの他に本装置を設置するスペースがほとんどなく、本装置を無理に設置した場合、その他必要な作業を行うスペースがなくなるという問題が生じる。
【００１２】本発明はこのような課題に鑑みてなされたものであって、計測部筐体を本体と切り離し、計測部筐体と電極との間をできるだけ短いケーブルで接続することにより、ケーブルの容量を小さくし、高周波での電圧降下を少なくし、ノイズの影響を小さくすることができ、従来の既存の設備があっても本電気特性測定装置を設置する際に大きなスペースを必要としない、低コストで製造することができる電気特性測定装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明の電気特性測定装置は、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まで導く第１ケーブルと、前記第１ケーブルの端部に設置され、被験者の体の所定の表面部位に導電可能に付ける第１電極と、前記被験者の体に投入された測定信号を受け、前記表面部位と隔たる所定の表面部位に導電可能に付ける第２電極と、前記第２電極からの測定信号を装置に戻す第２ケーブルと、前記被験者の体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る第３及び第４電極と、前記第３及び第４電極で検出される信号をそれぞれ装置に戻す第３及び第４ケーブルと、前記第３及び第４電極間で発生した電位差を測定する電圧測定手段と、前記信号発生手段により前記被験者の体に流した電流と前記電圧測定手段によって測定された電圧値により生体の前記表面部位間の生体電気インピーダンスを算出し、求めるべき生体電気インピーダンス又は生体電気インピーダンスに基づく物理量を算出する演算部と、を備える電気特性測定装置であって、該電気特性測定装置の筐体として本体と計測部筐体とを別々に設けたものである。
【００１４】また、前記計測部筐体は、前記第３及び第４電極に接続されたインピーダンス変換回路を収容し、前記本体は、該インピーダンス変換回路より後段の構成を収容することで、本体を被験者から離れた位置に設置しても、ノイズの影響を受けやすい第３及び第４電極とインピーダンス変換回路との間のケーブルを短くすることができる。
【００１５】さらに、前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路を収容し、前記本体は、該アナログ信号処理回路より後段の構成を収容することで、デジタル回路とアナログ回路とを分離して、回路設計を容易にすることができる。
【００１６】また、前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器及びＤ／Ａ変換器を収容し、前記本体は該アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器及びＤ／Ａ変換器より後段の構成を収容することで、前記本体と計測部筐体とはデジタル信号によって通信するために、さらに周囲からの影響を少なくして、精度の高い信号を確実に伝送することができる。
【００１７】また、前記計測部筐体は、アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器及びＣＰＵを収容し、前記本体は、該アナログ信号処理回路、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器及びＣＰＵより後段の構成を収容することで、本体は表示器等のマンマシンインタフェースのみが設けられ、本来本体が占めるべきスペースが小さくなるために、スペースの確保が容易になる。
【００１８】前記本体は、複数の前記計測部筐体が接続可能であることで、設置する本体の数を減らして、本来数多くの本体が占める大きなスペースが必要なく、スペースが大幅に節減できる。
【００１９】前記本体と前記計測部筐体とは無線で接続されることで、計測部筐体と本体との間のケーブルが省略され、電極と計測部筐体との間のケーブルの管理だけでよくなるために、ケーブルに関して省スペース化が図れ、また本体の設置場所について自由度が向上する。
【００２０】
【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施の形態を図面を参照して詳細に説明する。本発明を生体電気インピーダンス測定装置に用いた場合について詳細に説明する。図１は、この測定装置の電気的構成を示すブロック図である。この例の生体電気インピーダンス測定装置は、図１に示すように、キーボード１と、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ための測定処理部２と、装置各部を制御すると共に、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や体脂肪、体内水分分布に関する各種数量を算出するためのＣＰＵ（中央演算処理装置）３と、このＣＰＵ３によって算出された被験者の体Ｂの生体電気インピーダンスや体脂肪量、体内水分量等を表示するための表示部４と、ＣＰＵ３の処理プログラムを記憶するＲＯＭ６と、各種データ（例えば、被験者の身長、体重、性別、細胞外液や細胞内液の量等）を一時記憶するデータ領域及びＣＰＵ３の作業領域が設定されるＲＡＭ５とから概略構成されている。
【００２１】上記キーボード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や、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴項目を入力したり、全測定時間Ｔや測定間隔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ており、キーボード１から供給される各キーの操作データは、図示しないキーコード発生回路でキーコードに変換されてＣＰＵ３に供給される。
【００２２】また、上記測定処理部２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（以下、ＬＰＦという）７３、電流出力増幅器９９、カップリングコンデンサ７４及び身体の所定の部位に貼り付けられる表面電極Ｈｃからなる出力処理回路と、同じく身体の所定の部位に貼り付けられる表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌｃ、カップリングコンデンサ８０ａ，８０ｂ，９０、差動増幅器８１、Ｉ／Ｖ変換器（電流／電圧変換器）９１、アナログのアンチエリアシングフィルタからなる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からなる入力処理回路とから構成されている。
【００２３】測定処理部２において、測定信号発生器７２は、出力抵抗が発生する信号周波数のすべての領域にわたって１０ｋΩ以上であり、全測定時間Ｔの間、所定の周期ｔで、ＰＩＯ７１を介してＣＰＵ３から信号発生指示信号が供給される度に、最長線形符号（maximal linear codes）系列（Ｍ系列）のプローブ電流Ｉａを所定回数繰り返し生成し、生成されたプローブ電流Ｉａを測定信号として、その高周波のノイズを除去するＬＰＦ７３、電流出力増幅器９９、被験者の体Ｂに直流分が流れないように除去するカップリングコンデンサ７４を介して、表面電極Ｈｃに送出する。プローブ電流Ｉａの値は、例えば、５００〜８００μＡである。また、信号発生指示信号の供給周期は、測定者がキーボード１を用いて設定した測定間隔ｔに一致する。さらに、この例では、プローブ電流（測定信号）Ｉａの繰返回数は、信号発生指示信号１回当たり、１〜２５６回である。この繰返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。繰返回数は、多いほど精度が高くなるが、微小電流とは言え、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。
【００２４】ここでＭ系列信号について説明する。Ｍ系列信号は、スペクトラム拡散通信方式やスペクトラム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。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に帰還する論理回路（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。なお、この実施の形態では、シフトレジスタが８段（ｎ＝８）のＭ系列発生器を用いている。また、シフトレジスタのシフトクロックの周波数を２ＭＨｚに設定している。
【００２５】インパルス信号を用いた場合には少ない時間間隔（０. １μ秒）にエネルギーが集中するのに対して、Ｍ系列信号を用いたプローブ電流は、多くの周波数成分を含むにもかかわらず１ｍｓｅｃ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、時間的に測定値を平均すればこれらの影響を受けることもない。さらに、例えば、デューティ５０％の矩形波信号の場合、周波数スペクトルの振幅は低周波では大きく、高周波で小さいので、ＳＮ比の周波数特性が高周波領域で劣化するのに対して、Ｍ系列信号は、周波数スペクトルの振幅が全周波数領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。なお、Ｍ系列信号の詳細については、R.C.Dixon 著、「スペクトラム拡散通信方式」（ｐ５６〜ｐ８９）を参照されたい。
【００２６】図２は、本実施の形態の生体電気インピーダンス測定装置の使用の状態を模式的に示す図である。表面電極Ｈｃ（第１電極）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（第２電極）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（プローブ電流）Ｉａは、被験者の右手の部分から体Ｂに入る。
【００２７】また、表面電極Ｈｐ（第３電極）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（第４電極）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。
【００２８】上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃは、以下に詳述する測定用ケーブル１０によって計測部筐体１０１に接続されている。この計測部筐体１０１には後述するように図１に全体図を示した構成部品の一部分を配置して生体電気インピーダンス測定装置本体１０２と分離されている。測定用ケーブル１０はできるだけ短いケーブルを用いている。
【００２９】図３には図１に示したブロック図において示した同じ部品による構成図を示しているが、第１の実施の形態として前述した計測部筐体１０１にインピーダンス変換回路でもある電圧検出部分Ａを含むように構成した場合を説明する。したがって、実際には計測部筐体１０１には、カップリングコンデンサ８０ａ、８０ｂと差動増幅器８１と（図３においてＡ領域）が配置される。図４にこれを拡大して計測部筐体１０１と測定用ケーブル１０ａ，ｂ，ｃ，ｄと共に示す。この測定用ケーブル１０ａ，ｂ，ｃ，ｄは、その長さが長くなることによって電圧検出用のケーブルの容量が大きくなり、高周波で電圧降下する。したがってノイズの影響を受けやすくなる。したがって、これらの影響を最小限にするように、ケーブルの長さを最小限にする必要がある。
【００３０】図５は、この測定用ケーブルの断面図である。図４及び図５において、測定用ケーブル１０は、計測部筐体１０１内の各回路と表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃを繋ぐ信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄと、中心導体である信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄを包むように絶縁体を介して設置された同軸構造を持つシグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ（第１シールド線）と、さらにシグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄを包むように絶縁体を介して設置されたフレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄ（第２シールド線）とから構成され、シグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄは、測定装置１００内の各回路のグランドレベル（ＧＮＤ）に接続され、フレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄは、測定装置１００のケースのグランド（大地（アース）と同電位）に接続される。
【００３１】すなわち、測定用ケーブル１０は、各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃと計測部筐体１０１を繋ぐ４本の測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄからなり、これら測定用ケーブル１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄは、それぞれ同軸構造を持つ２重シールド線により構成され、中心から、信号線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ、シグナルグランド線１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ、フレームグランド線１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄとなっている。
【００３２】ここで、測定用ケーブル１０ｂのシグナルグランド線１２ｂは、電流測定手段のグランドレベルに接続するようにしてもよく、測定用ケーブル１０ｃ，１０ｄのシグナルグランド線１２ｃ，１２ｄは、電圧測定手段のグランドレベルに接続するようにしてもよい。さらに、測定用ケーブル１０ａのシグナルグランド線１２ａは、電流測定手段の出力側電位と表面電極Ｈｐの中間の電位に保持されるものでもよい。
【００３３】さらにまた、先行文献特開平１０−１４８９８号公報に示すように、表面電極Ｈｐの電位と表面電極Ｌｐの電位との中間の電位に保持するシールドドライブ回路を設ける構成としてもよい。なお、表面電極Ｈｃ，Ｌｃは、インピーダンスが低いので、測定用ケーブル１０ａ，１０ｂについては、フレームグランド線１３ａ，１３ｂを設けず、単に、グランドレベル（ＧＮＤ）に接地する構成でもよい。
【００３４】次に測定信号処理について説明する。図２に示すように、表面電極（高電位出力端子) 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。
【００３５】図１に示す差動増幅器８１は、本第１の実施の形態においては、計測部筐体１０１に収容されており、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、上記プローブ電流Ｉａが被験者の体Ｂに投入されると、被験者の右手足間の電圧Ｖｐを検出し、ＬＰＦ８２へ入力することになる。このため、この差動増幅器８１はインピーダンス変換回路として機能する。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。
【００３６】本体１０２へ配置されている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へ供給する。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。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。
【００３７】次に、表面電極Ｌｃは、図２に示すように、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Ｈｃと本体１０２に収容されているカップリングコンデンサ７４（図１参照）との間は、２重シールド線である測定用ケーブル１０ａ（図３参照）で接続されており、測定用ケーブル１０ａのシグナルグランド線１２ａは本体１０２内の測定信号発生器７２のグランドレベル（ＧＮＤ）に接続され、フレームグランド線１３ａは本体１０２のケースのグランド（大地（アース）と同電位）に接地される。
【００３８】本体１０２に収容されている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、プローブ電流Ｉａが被験者の体Ｂに投入されると、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。
【００３９】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。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。
【００４０】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。すなわち、ＣＰＵ３は、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。
【００４１】次に、ＣＰＵ３は、得られた周波数毎の生体電気インピーダンスＺ（ｆ）に基づいて、最小二乗法の演算手法を駆使して、図６に示されるような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∞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。
【００４２】実際の人体の組織では、色々な大きさの細胞が不規則に配置されているので、実際に近い電気的等価回路は、時定数τ＝Ｃmk・Ｒikを有する容量と抵抗との直列接続素子が分布している分布定数回路で表される（図７：Ｒｅは細胞外液抵抗、Ｒikは各細胞の細胞内液抵抗、Ｃmkは各細胞の細胞膜容量である）。したがって、人体のインピーダンス軌跡Ｄは、図６に示すように中心が実軸より上がった円弧となる。
【００４３】次に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、除脂肪体重、脂肪内液量、細胞外液量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。そして、算出された各データを表示コントローラと表示器（例えば、ＬＣＤ）とからなる表示部４に表示する。
【００４４】上記構成の生体電気インピーダンス測定装置１００を用いる場合には、まず、測定に先だって、図２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張り付ける（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張り付ける）。次に、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１００のキーボード１を用いて、被験者の身長、体重、性別及び年齢等の人体特徴項目を入力するとともに、測定開始から測定終了までの全測定時間Ｔや測定間隔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。
【００４５】次に、測定者（又は被験者自身）がキーボード１の測定開始スイッチをオンにすると、ＣＰＵ３は、まず、所定の初期設定を行った後、測定処理部２の測定信号発生器７２に信号発生指示信号を送出する。
【００４６】これにより、測定信号発生器７２が、Ｍ系列のプローブ電流Ｉａを所定回数繰り返し生成し、測定信号として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１０ａ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２参照）に送出するので、５００〜８００μＡの測定信号Ｉａが、表面電極Ｈｃから被験者の体Ｂを流れ、最初の測定が開始される。
【００４７】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。
【００４８】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。
【００４９】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。
【００５０】次に、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、最小二乗法の演算手法により、カーブフィッティングを行い、図６に示されるような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。
【００５１】そして、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、除脂肪体重、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（体液量）の各量を算出する。そして、算出された各データをＲＡＭ５に記憶すると共に、表示部４に表示する。
【００５２】次に、ＣＰＵ３は、全測定時間Ｔが経過したか否かを判断し、経過したとの結論が得られれば、以後の測定処理を終了し、経過していなければ、測定間隔に相当する時間ｔが経過するのを待った後、再び同様の測定処理を開始する。そして、上述の処理を、全測定時間Ｔが経過するまで繰り返す。
【００５３】このように、この例の構成によれば、プローブ電流Ｉａとして、多くの周波数成分を含むにもかかわらず１ｍｓｅｃ程度にエネルギーが分散し、しかも、周波数スペクトルの振幅が全周波数領域にわたって略フラットなＭ系列信号を用いているので、体脂肪の状態や体内水分分布の測定において、生体を損傷することもなく、また、呼吸や脈による影響を取り除くことができ、全周波数領域にわたってＳＮ比のよい計測が可能である。さらに、測定信号は、シフトレジスタ及び複数個の論理回路のみから生成でき、構成が非常に簡単になる。
【００５４】また、最小二乗法によるカーブフィティングの手法を用いて、周波数無限大時の生体電気インピーダンスが求められるので、浮遊容量や外来ノイズの影響を回避でき、細胞膜の容量成分を含まず、純粋な細胞外液抵抗と細胞内液抵抗とを求めることができる。
【００５５】次に、本発明の第２の実施の形態を説明する。この実施の形態では、計測部筐体１０１に、電流電圧変換器９１と電流出力増幅器９９とローパスフィルタ７３，８２，９２とを収容する。したがって、計測部筐体１０１には、差動増幅器８１（図３においてＡ領域）と、電流電圧変換器９１と電流出力増幅器９９とローパスフィルタ７３，８２，９２（図３においてＢ領域）とが収容される。これらのＡ領域及びＢ領域はアナログ信号処理回路となる。
【００５６】次に本発明の第３の実施の形態を説明する。この実施の形態では、計測部筐体１０１に、Ａ／Ｄ変換器８３，９３及び測定信号発生器７２を含むようにする（図３においてＣ領域）。したがって、本体１０２とはデジタル信号によって通信することができる。さらに、本発明の第４の実施の形態を説明する。計測部筐体１０１は、ＣＰＵを含むようにする（図３においてＤ領域）。
【００５７】本発明の第５の実施の形態を説明する。この実施の形態では、演算部を含む本体１０２に複数の計測部筐体１０１が接続されている。したがって、複数の被験者に電極を介して計測部筐体１０１を取付け、これらの計測部筐体１０１からのケーブルを１つの本体１０２に集める。
【００５８】これらの実施の形態の動作は第１の実施の形態と同様であるので説明を省略する。また、これらの実施の形態によれば、計測部筐体１０１を測定すべき被験者の近傍に配置し、本体１０２を被験者から離れた位置に配置する。したがって、容積すなわち、体積の比較的小さい計測部筐体１０１を被験者の近傍に配置するために、電極を取り付ける被験者と計測部筐体１０１との間が短くなり、測定用ケーブル１０をかなり短くすることができる。したがってケーブルの容量を小さくすることができる。
【００５９】また、このような電気特性測定装置を人工透析用施設に使用することによって、最大限の利点を有することができる。すなわち、人工透析用施設には、前述したように透析用ベッドの近傍に１つずつ比較的大きな透析用設備が設置してあるために他の機器を配置するスペースが非常に制限される。この点において本発明の電気特性測定装置の構成によれば、本体を計測部筐体から分離し、離れた場所に配置することによってスペースの節減を非常に有効に行うことができる。
【００６０】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。例えば、前記計測部筐体と前記本体は無線によって信号の通信を行ってもよい。
【００６１】このような構成では、計測部筐体と前記本体との間のケーブルが省略され、電極と計測部筐体との間のケーブルの管理だけでよくなるために、ケーブルに関して省スペース化が図れ、また本体の設置場所について自由度が向上する。
【００６２】また、上記実施の形態に係る測定装置を、上述したような生体電気インピーダンスを測定する測定装置に適用することもできるが、測定手段の種類や測定方法等は限定されず、装置本体と電極を接続する測定用ケーブルを有する全ての装置に適用可能である。また、Ｍ系列発生器を構成するシフトレジスタや論理回路は、ハードウエア構成であると、ソフトウエアである構成とを問わない。
【００６３】さらに、上述の実施の形態では、人体特徴項目として、被験者の身長、体重、性別及び年齢を入力する場合について述べたが、必要に応じて、性別、年齢等を省略してもよく、あるいは、人種等の項目を付加してもよい。算出された人体の生体電気パラメータをプリンタに出力するようにしてもよい。さらに、脈波センサや呼吸の周期を検出できるセンサを人体に貼り付け、各センサの出力信号により、測定タイミングを設定するようにしてもよい。
【００６４】
【発明の効果】以上説明したように、この発明の電気特性測定装置によれば、第１の電極乃至第４の電極と前記本体との間に計測部筐体を設けて、電極と計測筐体との間を短いケーブルで接続することができるので、ケーブルの浮遊容量が小さくなり、高周波での電圧降下が少なくなり、ノイズの影響を受けにくくなる。さらに、計測部筐体と本体とは比較的に間隔を置いて配置することができるので、本来の本体を設置するのに必要なスペースを削減することができる。
【出願人】 【識別番号】０００００２１７４
【氏名又は名称】積水化学工業株式会社
【出願日】 平成１２年２月７日（２０００．２．７）
【代理人】
【公開番号】 特開２００１−２１２０９２（Ｐ２００１−２１２０９２Ａ）
【公開日】 平成１３年８月７日（２００１．８．７）
【出願番号】 特願２０００−２９１０８（Ｐ２０００−２９１０８）