JP2009089885A - 生体インピーダンス測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体の呼吸の影響を低減して生体インピーダンスを安定的に測定する。
【解決手段】測定部１２は、被検者の生体インピーダンスの測定値ＺAを時系列的に生成する。周期特定部１４は、測定値ＺAが被検者の呼吸に伴なって変動する周期Ｔを特定する。算定部１６は、周期Ｔ内の複数の測定値ＺAの平均から生体インピーダンスの確定値ＺBを算定する。例えば、算定部１６は、周期Ｔ内における総ての測定値ＺAの平均値を生体インピーダンスの確定値ＺBとして算定する。指標算定部１８は、生体インピーダンスの確定値ＺBに基づいて体組成に関する指標値Ｘを算定する。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体インピーダンスを測定する技術に関する。

生体のインピーダンスを測定する技術が従来から提案されている。例えば特許文献１には、一対の電流印加電極と一対の電圧測定電極とを生体の腹部に接触させ、各電流印加電極間に交流電流を供給したときの各電圧測定電極間の電圧に基づいて腹部の生体インピーダンスを測定する技術が開示されている。
特開２００５−２８８０２３号公報

ところで、腹部の横断面における内臓脂肪や骨格筋（腹筋）の面積の比率は呼吸時の横隔膜の運動に連動して変化する。したがって、特許文献１の技術においては、生体インピーダンスの測定値が呼気時と吸気時とで相違するという問題がある。以上の事情に鑑みて、本発明は、生体の呼吸の影響を低減して生体インピーダンスを安定的に測定することを目的としている。

以上の課題を解決するために、本発明に係る生体インピーダンス測定装置は、生体インピーダンスを時系列的に測定する測定手段と、測定手段による測定値が生体の呼吸に伴なって変動する周期を特定する周期特定手段と、周期内の複数の測定値の平均から生体インピーダンスの確定値を算定する算定手段とを具備する。

以上の構成においては、生体の呼吸に伴なって生体インピーダンスが変動する周期内の複数の測定値から生体インピーダンスの確定値が算定される。したがって、生体インピーダンスが１回だけ測定される構成と比較して、呼吸に起因した生体インピーダンスの変動を補償して生体インピーダンスの確定値を安定的に取得することが可能である。

本発明の好適な態様において、周期特定手段は、生体インピーダンスの測定の開始後の最初の測定値の時点（例えば図４の時点ｔ0）から次に測定値が極大および極小の一方となる第１極値点（例えば図４の極値点ｔ1）までの第１時間長（例えば図４の時間長Ｔ1）の２倍と、第１極値点から次に測定値が極大および極小の他方となる第２極値点（例えば図４の極値点ｔ2）までの第２時間長との加算値を周期として特定する。以上の態様によれば、生体インピーダンスの測定を開始した直後の測定値も生体インピーダンスの確定値の算定に使用できるから、測定部が生体インピーダンスの測定を継続する時間長を削減することが可能である。ただし、周期特定手段が周期を特定する方法は適宜に変更される。例えば、周期特定手段が、測定値が極大値となる各極値点（例えば図６の極値点ｔ1およびｔ2）の間隔または測定値が極小値となる各極値点の間隔を周期として特定する構成も好適である。

本発明の好適な態様において、算定手段は、周期特定手段が特定した周期内の総ての測定値の平均値を生体インピーダンスの確定値として算定する。以上の構成によれば、測定値の時系列を部分的に使用して生体インピーダンスの確定値を算定する構成と比較して確定値を安定的に算定することが可能である。また、他の態様において、算定手段は、周期特定手段が特定した周期内における複数の測定値のうち最大値と最小値との平均値を生体インピーダンスの確定値として算定する。以上の態様によれば、確定値の算定に使用される測定値の個数が削減されるから、算定手段による算定の負荷が軽減されるという利点がある。

本発明の好適な態様に係る生体インピーダンス測定装置は、測定手段による測定値の時系列のうち所定の遮断周波数を上回る成分を抑制するローパスフィルタ処理手段を具備し、周期特定手段は、ローパスフィルタ処理手段による処理後の測定値の時系列から周期を特定し、算定手段は、ローパスフィルタ処理手段による処理後の測定値から生体インピーダンスの確定値を算定する。以上の態様によれば、くしゃみや咳などに起因した突発的な体動の影響が抑制されるから、さらに安定的に生体インピーダンスの確定値を算定することができる。

本発明の好適な態様に係る生体インピーダンス測定装置は、測定手段による測定値の時系列のうち所定の遮断周波数を下回る成分を抑制するハイパスフィルタ処理手段を具備し、周期特定手段は、ハイパスフィルタ処理手段による処理後の測定値の時系列から周期を特定し、算定手段は、ハイパスフィルタ処理手段による処理後の測定値から生体インピーダンスの確定値を算定する。以上の構成によれば、緩やかな身体の揺動の影響をが抑制されるから、さらに安定的に生体インピーダンスの確定値を算定することができる。

本発明は、生体インピーダンスを測定する方法としても特定される。本発明のひとつの態様に係る生体インピーダンス測定方法は、制御装置が、生体インピーダンスを時系列的に測定し、測定値が生体の呼吸に伴なって変動する周期を特定し、周期内の複数の測定値の平均から生体インピーダンスの確定値を算定する。以上の方法によっても、本発明に係る生体インピーダンス測定装置と同様の作用および効果が奏される。

＜Ａ：第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る生体インピーダンス測定装置の構成を示すブロック図である。生体インピーダンス測定装置１００は、被検者の腹部の生体インピーダンスを測定し、体組成に関する各種の指標値（以下「体組成指標」という）を当該生体インピーダンスから特定および出力する機器である。図１に示すように、生体インピーダンス測定装置１００は、制御装置１０と記憶装置２０と測定電極部３０と出力装置４０とを具備する。

制御装置１０は、生体インピーダンス測定装置１００の全体を制御する演算処理装置であり、プログラムを実行することで複数の要素（測定部１２，周期特定部１４，算定部１６，指標算定部１８）として機能する。記憶装置２０（例えば半導体記憶装置）は、制御装置１０が実行するプログラムや制御装置１０が使用する各種のデータを記憶する。

測定電極部３０は、被検者の生体インピーダンスを測定するために使用される。図１に示すように、測定電極部３０は、一対の電流印加電極３２と一対の電圧測定電極３４と電流供給部３６と電圧測定部３８とで構成される。各電流印加電極３２は、相互に離間した位置で被検者の腹部に接触するように配置される。各電圧測定電極３４は、各電流印加電極３２の内側に相互に離間するように配置されて被検者の腹部に接触する。電流供給部３６は、所定の周波数の交流電流（以下「測定用電流」という）を一対の電流印加電極３２間に供給する。電圧測定部３８は、測定用電流の供給時における一対の電圧測定電極３４間の電圧（以下「検出電圧」という）を検出する。

制御装置１０の測定部１２は、測定電極部３０を使用して被検者の腹部の生体インピーダンスを順次に測定するとともに測定値ＺAの時系列を記憶装置２０に格納する。具体的には、測定の開始を利用者が操作子（図示略）から指示すると、測定部１２は、測定用電流の発生を電流供給部３６に指示し、測定用電流が被検者の腹部を経由して各電流印加電極３２間を流れているときに電圧測定部３８が検出する検出電圧と当該測定用電流との関係に基づいて、被検者の腹部における生体インピーダンスを複数回にわたって順次に算定する。

図２は、測定部１２が生成した測定値ＺA（縦軸）の経時的な変化を示すグラフである。図２に示すように、生体インピーダンスの測定値ＺAは、被検者の呼吸に同期して周期的に変動する。具体的には、測定値ＺAの経時的な変動は、0.2Hz〜0.33Hz程度の周波数（３秒〜５秒程度の周期）の正弦波に近似する。測定値ＺAが呼吸に連動する理由を以下に説明する。

図３は、腹部の横断面の構成（皮下脂肪５２，腹筋層５４，内臓脂肪５６）が被検者の呼吸に同期して変化する様子を模式的に示す概念図である。同図の部分(A)は呼気時における腹部の横断面を示し、同図の部分(B)は吸気時における腹部の横断面を示す。図３に示すように、被検者が吸気すると、横隔膜の運動に連動して内臓脂肪５６の面積が呼気時よりも拡大するとともに、腹筋層５４が内側の内臓脂肪５６によって伸長されて薄くなる。腹筋層５４は内臓脂肪５６や皮下脂肪５２と比較して導電率が高いから、吸気時に測定される生体インピーダンスは呼気時の生体インピーダンスと比較して高くなる。生体インピーダンスの測定値ＺAが被検者の呼吸に同期して周期的に変動する理由は以上の通りである。

図１の測定部１２が測定値ＺAを生成する周期（生体インピーダンスを測定する周期）は、生体インピーダンスの経時的な変動が測定値ＺAの時系列に適切に反映されるように呼吸の平均的な周期に応じて選定される。呼吸の平均的な周波数は0.2Hz〜0.33Hz（３秒〜５秒程度の周期）であるから、原理的には呼吸の２倍の周波数（0.4Hz〜0.66Hz（2.5秒〜1.5秒程度の周期））で生体インピーダンスを測定すれば足りる。ただし、本形態においては、測定値ＺAの経時的な変動が充分に仔細に捕捉されるように、測定部１２は５Hzの周波数（0.2秒の周期）で測定値ＺAを生成する。

さらに、測定部１２が生体インピーダンスの測定を継続する時間長は、呼吸の１周期よりも長時間となるように呼吸の平均的な周期に応じて選定される。呼吸の平均的な周期は３秒〜５秒程度であるから、測定部１２は、生体インピーダンスの測定を開始した時点（例えば利用者から指示が付与された時点）から10秒以上の期間にわたって順次に測定値ＺAを生成する。

図１の周期特定部１４は、被検者の呼吸に伴なって測定値ＺAが変動する周期（すなわち呼吸の周期）Ｔを特定する。本形態の周期特定部１４は、記憶装置２０に格納された測定値ＺAの時系列から周期Ｔを特定する。周期Ｔを特定する方法は本発明において任意であるが、例えば以下の方法が好適に採用される。

図４に示すように、周期特定部１４は、生体インピーダンスの測定の開始後における最初の測定値ＺAの時点ｔ0から次に測定値ＺAが極値（極大および極小の一方）となる極値点ｔ1までの時間長（測定値ＺAのサンプル数）Ｔ1と、極値点ｔ1から次に測定値ＺAが極値（極大および極小の他方）となる極値点ｔ2までの時間長Ｔ2とを特定する。そして、周期特定部１４は、時間長Ｔ1の２倍と時間長Ｔ2との加算値を周期Ｔとして算定する。

図１の算定部１６は、周期Ｔ内の複数の測定値ＺAに基づいて生体インピーダンスの確定的な数値（以下「確定値」という）ＺBを算定する。さらに詳述すると、算定部１６は、周期特定部１４が特定した周期Ｔ内に存在する総ての測定値ＺAの平均値（相加平均や相乗平均）を生体インピーダンスの確定値ＺBとして算定する。

図１の指標算定部１８は、生体インピーダンスの確定値ＺBに基づいて体組成指標Ｘを算定する。例えば、指標算定部１８は、全身脂肪率、体幹部脂肪率、腹部皮下脂肪面積、内臓脂肪面積、皮下脂肪厚の少なくともひとつを体組成指標Ｘとして算定する。体組成指標Ｘの算定には、例えば、腹部の生体インピーダンスと各体組成指標Ｘとの実測値を統計的に処理することで決定された回帰式が使用される。なお、生体インピーダンス以外の指標値（例えば身長、体重、年齢、性別、体格指数（ＢＭＩ））を生体インピーダンスとともに体組成指標Ｘの算定に使用する構成も好適である。

出力装置４０は、指標算定部１８が算定した体組成指標Ｘを出力する。例えば、体組成指標Ｘを表示する表示装置や体組成指標Ｘを用紙に印刷する印刷装置や体組成指標Ｘを音声で出力する放音装置が出力装置４０として採用される。

以上に説明したように、本形態においては、周期Ｔ内の複数の測定値ＺAから生体インピーダンスの確定値ＺBが算定されるから、生体インピーダンスを１回だけ測定する構成と比較すると、被検者の呼吸に起因した生体インピーダンスの変動を補償して正確な生体インピーダンス（さらには体組成指標Ｘ）を安定的に取得することが可能である。

なお、例えば周期Ｔの整数倍ではない期間内の各測定値ＺAから確定値ＺBを算定する構成においては、当該期間の時間軸上における位置に応じて確定値ＺBが変動する可能性がある。本形態においては、周期特定部１４が特定した周期Ｔ内の測定値ＺAに基づいて確定値ＺBが算定されるから、確定値ＺBの算定に使用される測定値ＺAの区間の時間軸上における位置に拘わらず、生体インピーダンスの確定値ＺBを安定的に算定することが可能である。以上の説明から理解されるように、測定値ＺAの変動の１周期の整数倍を周期特定部１４が周期Ｔとして特定する構成も好適に採用される。

＜Ｂ：第２実施形態＞
次に、本発明の第２実施形態を説明する。なお、本形態のうち作用や機能が第１実施形態と同等である要素については、以上と同じ符号を付して各々の詳細な説明を適宜に省略する。図５は、生体インピーダンス測定装置１００の構成を示すブロック図である。図５に示すように、本形態の生体インピーダンス測定装置１００は、フィルタ処理部６０を第１実施形態の制御装置１０に追加した構成である。

生体インピーダンスは、被検者の呼吸の他に、くしゃみや咳などに起因した瞬間的な体動や緩やかな身体の揺動にも影響される。フィルタ処理部６０は、測定部１２が生成した測定値ＺAの時系列に対してフィルタ処理を実行することで、呼吸以外の体動の影響を低減する。

図５に示すように、フィルタ処理部６０は、ローパスフィルタ処理部（LPF）６２とハイパスフィルタ処理部（HPF）６４とで構成される。ローパスフィルタ処理部６２は、測定値ＺAの変動のうち遮断周波数Ｆ1を上回る成分を抑制することで、くしゃみや咳などに起因した瞬間的な体動の影響を抑制する。遮断周波数Ｆ1は、呼吸の平均的な周波数（0.2Hz〜0.33Hz）を上回り、呼吸以外の瞬間的な体動に起因した測定値ＺAの変動の周波数を下回る数値（例えば10Hz）に設定される。

ハイパスフィルタ処理部６４は、測定値ＺAの変動のうち遮断周波数Ｆ2（Ｆ2＜Ｆ1）を下回る成分を抑制することで、緩やかな身体の揺動の影響を抑制する。遮断周波数Ｆ2は、呼吸の平均的な周波数（0.2Hz〜0.33Hz）を下回り、身体の揺動の周波数を上回る数値（例えば0.05Hz）に設定される。

フィルタ処理部６０（ローパスフィルタ処理部６２およびハイパスフィルタ処理部６４）による処理後の測定値ＺAの時系列は記憶装置２０に格納される。周期特定部１４は、フィルタ処理後の測定値ＺAの時系列から第１実施形態と同様の方法で周期Ｔを特定し、算定部１６は、フィルタ処理後の測定値ＺAから生体インピーダンスの確定値ＺBを算定する。

以上に説明したように、本形態においては、遮断周波数Ｆ1を上回る成分と遮断周波数Ｆ2を下回る成分とを抑制するフィルタ処理後の測定値ＺAの時系列に基づいて周期Ｔの特定や確定値ＺBの算定が実行されるから、瞬間的な体動や身体の揺動の影響を低減して高精度に生体インピーダンスの確定値ＺB（さらには体組成指標Ｘ）を算定することが可能である。なお、ローパスフィルタ処理部６２およびハイパスフィルタ処理部６４に代えて、周波数Ｆ1から周波数Ｆ2までを通過帯域とするバンドパスフィルタをフィルタ処理部６０として採用してもよい。

＜Ｃ：変形例＞
以上の各形態には様々な変形が加えられる。具体的な変形の態様を例示すれば以下の通りである。なお、以下の例示から２以上の態様を任意に選択して組合わせてもよい。

（１）変形例１
周期特定部１４が周期Ｔを特定する方法は以上の例示に限定されない。例えば、測定値ＺAが極大値となる２個の極値点の間隔または測定値ＺAが極小値となる２個の極値点の間隔を周期特定部１４が周期Ｔとして特定する構成も好適である。さらに詳述すると、周期特定部１４は、測定値ＺAが極大値または極小値となる極値点（測定値ＺA）を測定値ＺAの時系列から順次に特定し、図６に示すように、生体インピーダンスの測定を開始した時点ｔ0からみて最初の極値点ｔ1と、当該極値点ｔ1から数えて２個目の極値点ｔ3との間隔を周期Ｔとして特定する。なお、図６の方法においては、生体インピーダンスの測定の開始後における最初の極値点ｔ1から周期Ｔが起算される（測定を開始した時点ｔ0から極値点ｔ1までの測定値ＺAは破棄される）。これに対して、図４に例示した第１実施形態の方法においては、生体インピーダンスの測定を開始した時点ｔ0から周期Ｔが起算されるから、測定部１２が生成すべき測定値ＺAの個数が図６の方法と比較して削減されるという利点がある。

（２）変形例２
以上の各形態においては、周期Ｔ内の総ての測定値ＺAの平均値を生体インピーダンスの確定値ＺBとしたが、周期Ｔ内の測定値ＺAが部分的に確定値ＺBの算定に使用される構成も好適である。例えば、周期Ｔ内の測定値ＺAの最大値（極大値）と最小値（極小値）との平均値を算定部１６が確定値ＺBとして算定する構成も採用される。

（３）変形例３
以上の各形態においては電極（電流印加電極３２，電圧測定電極３４）を被検者の腹部に接触させて生体インピーダンスを測定したが、被検者の手足に電極を接触させて生体インピーダンス（測定値ＺA）を測定する構成も採用される。また、測定用電流の周波数を変化させた複数の場合の各々について生体インピーダンスの測定値ＺAの生成と確定値ＺBの演算とを実行し、複数の確定値ＺBに基づいて体組成指標Ｘを算定する構成も好適である。

（４）変形例４
以上の各形態においては生体インピーダンスの確定値ＺBから体組成指標Ｘを算定したが、体組成指標Ｘを算定する指標算定部１８は適宜に省略される。また、ローパスフィルタ処理部６２およびハイパスフィルタ処理部６４の一方のみをフィルタ処理部６０とした構成も採用される。

（５）変形例５
生体インピーダンスの測定が開始された直後には被検者の呼吸が不規則である可能性がある。そこで、生体インピーダンスの測定を開始してから呼吸が規則的となった後に生成された測定値ＺAの時系列に基づいて周期Ｔの特定や生体インピーダンスの確定値ＺBの算定を実行する構成も好適に採用される。周期特定部１４は、測定値ＺAの時系列について周期性の有無を順次に判定する。例えば、周期特定部１４は、図４や図６に例示した方法で順次に測定値ＺAの時系列の周期Ｔ0を特定し、複数の周期Ｔ0の時間長が連続して所定の範囲内にある場合に呼吸の周期性を肯定する。そして、周期特定部１４は、周期性が肯定された複数の周期Ｔ0の何れかを周期Ｔとして特定する。算定部１６は、周期特定部１４が特定した周期Ｔ内の複数の測定値ＺAから生体インピーダンスの確定値ＺBを算定する。以上の構成によれば、呼吸が規則的となった段階で生体インピーダンスの確定値ＺB（さらには体組成指標Ｘ）が算定されるから、測定部１２による測定の当初の測定値ＺAから確定値ＺBの算定に使用される構成と比較して、生体インピーダンスの確定値ＺBを正確かつ安定的に算定することが可能である。

第１実施形態に係る生体インピーダンス測定装置の構成を示すブロック図である。 生体インピーダンスの測定値の経時的な変化を示すグラフである。 腹部の横断面の要素が呼吸に連動して変化する様子を示す概念図である。 周期特定部の動作を説明するための概念図である。 第２実施形態に係る生体インピーダンス測定装置の構成を示すブロック図である。 変形例に係る周期特定部の動作を説明するための概念図である。

符号の説明

１００……生体インピーダンス測定装置、１０……制御装置、１２……測定部、１４……周期特定部、１６……算定部、１８……指標算定部、２０……記憶装置、３０……測定電極部、４０……出力装置、５２……皮下脂肪、５４……腹筋層、５６……内臓脂肪、６０……フィルタ処理部、６２……ローパスフィルタ処理部、６４……ハイパスフィルタ処理部。

Claims (7)

1. 生体インピーダンスを時系列的に測定する測定手段と、
   前記測定手段による測定値が生体の呼吸に伴なって変動する周期を特定する周期特定手段と、
   前記周期内の複数の測定値の平均から生体インピーダンスの確定値を算定する算定手段と
   を具備する生体インピーダンス測定装置。
2. 前記周期特定手段は、生体インピーダンスの測定の開始後の最初の測定値の時点から次に測定値が極大および極小の一方となる第１極値点までの第１時間長の２倍と、前記第１極値点から次に測定値が極大および極小の他方となる第２極値点までの第２時間長との加算値を周期として特定する
   請求項１の生体インピーダンス測定装置。
3. 前記周期特定手段は、前記測定値が極大値となる各極値点の間隔または前記測定値が極小値となる各極値点の間隔を周期として特定する
   請求項１の生体インピーダンス測定装置。
4. 前記算定手段は、前記周期特定手段が特定した周期内の総ての測定値の平均値を生体インピーダンスの確定値として算定する
   請求項１から請求項３の何れかの生体インピーダンス測定装置。
5. 前記算定手段は、前記周期特定手段が特定した周期内における複数の測定値のうち最大値と最小値との平均値を生体インピーダンスの確定値として算定する
   請求項１から請求項３の何れかの生体インピーダンス測定装置。
6. 前記測定手段による測定値の時系列のうち所定の遮断周波数を上回る成分を抑制するローパスフィルタ処理手段を具備し、
   前記周期特定手段は、前記ローパスフィルタ処理手段による処理後の測定値の時系列から周期を特定し、
   前記算定手段は、前記ローパスフィルタ処理手段による処理後の測定値から生体インピーダンスの確定値を算定する
   請求項１から請求項５の何れかの生体インピーダンス測定装置。
7. 前記測定手段による測定値の時系列のうち所定の遮断周波数を下回る成分を抑制するハイパスフィルタ処理手段を具備し、
   前記周期特定手段は、前記ハイパスフィルタ処理手段による処理後の測定値の時系列から周期を特定し、
   前記算定手段は、前記ハイパスフィルタ処理手段による処理後の測定値から生体インピーダンスの確定値を算定する
   請求項１から請求項６の何れかの生体インピーダンス測定装置。
   

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