JPH0347095B2 - - Google Patents
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- JPH0347095B2 JPH0347095B2 JP61254376A JP25437686A JPH0347095B2 JP H0347095 B2 JPH0347095 B2 JP H0347095B2 JP 61254376 A JP61254376 A JP 61254376A JP 25437686 A JP25437686 A JP 25437686A JP H0347095 B2 JPH0347095 B2 JP H0347095B2
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- current
- impedance
- voltage
- electrode
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0531—Measuring skin impedance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
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- Biophysics (AREA)
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- Biomedical Technology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
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- Public Health (AREA)
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Physiology (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は多電極型生体電気インピーダンス計測
装置に関し、特に電流印加用電極を含む電流印加
部および電圧検出用電極を含む電圧検出部を複数
用い、電流印加部と電圧検出部からなる生体電気
インピーダンス計測チヤンネルを多チヤンネル構
成することで、生体の呼吸情報（換気量変化）と
体動情報を識別分離する生体電気インピーダンス
計測装置に関するものである。
装置に関し、特に電流印加用電極を含む電流印加
部および電圧検出用電極を含む電圧検出部を複数
用い、電流印加部と電圧検出部からなる生体電気
インピーダンス計測チヤンネルを多チヤンネル構
成することで、生体の呼吸情報（換気量変化）と
体動情報を識別分離する生体電気インピーダンス
計測装置に関するものである。
従来肺換気機能検査装置としては、インピーダ
ンスニユーモグラフの外に、スパイロメータ、サ
ーミスタ型流速計、RIシンチグラフなど、さま
ざまな装置が用いられている。
ンスニユーモグラフの外に、スパイロメータ、サ
ーミスタ型流速計、RIシンチグラフなど、さま
ざまな装置が用いられている。
しかしながら、ICU（集中冶療室）、RCU（呼吸
器疾患患者冶療室）などにおいて重症患者の呼吸
をモニターするにあたつては患者の負担、装置の
簡便性を考慮す必要があり、適用可能な装置は限
定され、一般にこれらの点で利点を有するインピ
ーダンスニユーモグラフが用いられている。
器疾患患者冶療室）などにおいて重症患者の呼吸
をモニターするにあたつては患者の負担、装置の
簡便性を考慮す必要があり、適用可能な装置は限
定され、一般にこれらの点で利点を有するインピ
ーダンスニユーモグラフが用いられている。
呼吸に伴う肺内の空気量の変化は肺内の導電率
を変化させ、その結果肺の電気インピーダンスを
変化させる。
を変化させ、その結果肺の電気インピーダンスを
変化させる。
インピーダンスニユーモグラフは胸壁に配置し
た電流印加用電極対間に微弱な一定の高周波電流
を加え、この呼吸性のインピーダンス変化を電圧
検出用電極間の電圧変化として計測し、換気量変
化をとらえるもので被験者の負担もすくない。
た電流印加用電極対間に微弱な一定の高周波電流
を加え、この呼吸性のインピーダンス変化を電圧
検出用電極間の電圧変化として計測し、換気量変
化をとらえるもので被験者の負担もすくない。
インピーダンス計測は第４図、第５図に示す２
電極インピーダンス計測装置ならびに４電極イン
ピーダンス計測装置によつて行われており、従来
のインピーダンスニユーモグラフにおいては、生
体１の胸壁２上に密着した一対の電極３，４間に
定電流源５から数10KHz，100μA程度の電流を印
加し、２電極インピーダンス計測装置の場合は、
同電極間に生ずる電圧から、４電極インピーダン
ス計測装置の場合は、電極インピーダンスの影響
を押さえるために別個に設けられた電圧検出用電
極６，７間に生ずる電圧から生体のインピーダン
スＺを産出し、その時間変化分ΔZから換気量変
化の情報を得ている。
電極インピーダンス計測装置ならびに４電極イン
ピーダンス計測装置によつて行われており、従来
のインピーダンスニユーモグラフにおいては、生
体１の胸壁２上に密着した一対の電極３，４間に
定電流源５から数10KHz，100μA程度の電流を印
加し、２電極インピーダンス計測装置の場合は、
同電極間に生ずる電圧から、４電極インピーダン
ス計測装置の場合は、電極インピーダンスの影響
を押さえるために別個に設けられた電圧検出用電
極６，７間に生ずる電圧から生体のインピーダン
スＺを産出し、その時間変化分ΔZから換気量変
化の情報を得ている。
しかし、従来の１電流印加部、１電圧検出部構
成の２電極または４電極インピーダンス計測装置
を用いたインピーダンスニユーモグラフにおいて
は被験者が腕を動かすとか、姿勢をかえるとかの
体動が計測中に起こると呼吸性のインピーダンス
変化の外に肺の幾何学的構造や電極の位置関係が
大きく変化したことによる体動性インピーダンス
変化が生じ、そのため呼吸性インピーダンス変化
に体動性インピーダンス変化が重畳されてインピ
ーダンスの計測が行なわれる。
成の２電極または４電極インピーダンス計測装置
を用いたインピーダンスニユーモグラフにおいて
は被験者が腕を動かすとか、姿勢をかえるとかの
体動が計測中に起こると呼吸性のインピーダンス
変化の外に肺の幾何学的構造や電極の位置関係が
大きく変化したことによる体動性インピーダンス
変化が生じ、そのため呼吸性インピーダンス変化
に体動性インピーダンス変化が重畳されてインピ
ーダンスの計測が行なわれる。
したがつて計測されたインピーダンス変化波形
上のどの時点で体動によるインピーダンス変化が
生じたかを識別できず、それゆえ呼吸性インピー
ダンス変化が提供する呼吸情報のみを正確にとら
えることは困難であつた。
上のどの時点で体動によるインピーダンス変化が
生じたかを識別できず、それゆえ呼吸性インピー
ダンス変化が提供する呼吸情報のみを正確にとら
えることは困難であつた。
本発明はこのような従来のインピーダンスニユ
ーモグラフにおいては、必要な呼吸情報のみを正
確にとらえることが困難であるという問題点を解
決することを目的としている。
ーモグラフにおいては、必要な呼吸情報のみを正
確にとらえることが困難であるという問題点を解
決することを目的としている。
上記目的を達成するために、本発明は次のよう
な多電極型生体電気インピーダンス計測装置を提
供する。
な多電極型生体電気インピーダンス計測装置を提
供する。
即ち本発明は
「生体の皮膚面を介して生体内に微弱な高周波電
流を印加する電流印加部と、前記印加された電流
と生体の呼吸作用および体動に伴う電気インピー
ダンスの変化によつて生じた電圧変化を生体の皮
膚面から検出する電圧検出部とからなる電気イン
ピーダンス測定のための２個の第１チヤンネル及
び第２チヤンネルと、前記各チヤンネルの電流印
加部はそれぞれ電流印加用電極と定電流源とを有
し、前記各チヤンネルの電圧検出部はそれぞれ電
圧検出用電極とこの検出電圧を増幅する検出用電
極とこの検出電圧を増幅する検出用アンプとを備
えてなり、前記第１チヤンネルの印加電流を一定
とし、前記第２チヤンネルの印加電流には第１チ
ヤンネルの印加電流と同一周波数で極性の異なる
電流を供給し、さらに第２チヤンネルの印加電流
の大きさを適切に調整することで第１チヤンネル
の出力を体動情報のみとし、第２チヤンネルの呼
吸情報を含む出力とこの第１チヤンネルの出力と
を比較参照して純粋な呼吸情報のみを得ることを
特徴とする、多電極型生体電気インピーダンス計
測装置」である。
流を印加する電流印加部と、前記印加された電流
と生体の呼吸作用および体動に伴う電気インピー
ダンスの変化によつて生じた電圧変化を生体の皮
膚面から検出する電圧検出部とからなる電気イン
ピーダンス測定のための２個の第１チヤンネル及
び第２チヤンネルと、前記各チヤンネルの電流印
加部はそれぞれ電流印加用電極と定電流源とを有
し、前記各チヤンネルの電圧検出部はそれぞれ電
圧検出用電極とこの検出電圧を増幅する検出用電
極とこの検出電圧を増幅する検出用アンプとを備
えてなり、前記第１チヤンネルの印加電流を一定
とし、前記第２チヤンネルの印加電流には第１チ
ヤンネルの印加電流と同一周波数で極性の異なる
電流を供給し、さらに第２チヤンネルの印加電流
の大きさを適切に調整することで第１チヤンネル
の出力を体動情報のみとし、第２チヤンネルの呼
吸情報を含む出力とこの第１チヤンネルの出力と
を比較参照して純粋な呼吸情報のみを得ることを
特徴とする、多電極型生体電気インピーダンス計
測装置」である。
「作用」
上記構成において各チヤンネルで計測されるイ
ンピーダンス変化は、呼吸作用によるものとその
他体動によるものとに分類される。
ンピーダンス変化は、呼吸作用によるものとその
他体動によるものとに分類される。
そしてこれらのインピーダンス変化は、各チヤ
ンネルの電流印加部の定電流源から一定の微弱な
高周波電流を皮膚面上に密着した電流電極対を通
じて同時に印加した際の各チヤンネルの印加電流
に対する電圧検出部の電圧検出用電極間の電圧の
変化として検出され、各チヤンネルの検出用アン
プを介して増幅され、測定される。
ンネルの電流印加部の定電流源から一定の微弱な
高周波電流を皮膚面上に密着した電流電極対を通
じて同時に印加した際の各チヤンネルの印加電流
に対する電圧検出部の電圧検出用電極間の電圧の
変化として検出され、各チヤンネルの検出用アン
プを介して増幅され、測定される。
ここで呼吸作用により生体の電気インピーダン
スが変化する理由は、空気の導電率が生体組織の
導電率に比べ十分に低く、呼吸に伴う肺内の空気
量変化によつて等価的に肺内の導電率が変化する
ためであり、また体動により、検出インピーダン
スが変化する理由は体動が起こつたことによつて
肺の幾何学的構造や電極の位置関係が、体動前に
比べ変化したためである。
スが変化する理由は、空気の導電率が生体組織の
導電率に比べ十分に低く、呼吸に伴う肺内の空気
量変化によつて等価的に肺内の導電率が変化する
ためであり、また体動により、検出インピーダン
スが変化する理由は体動が起こつたことによつて
肺の幾何学的構造や電極の位置関係が、体動前に
比べ変化したためである。
ある地点におけるインピーダンス感度とは、呼
吸などに伴うその地点における導電率の変化がど
のくらい重みずけられ、電圧検出用電極間のイン
ピーダンス変化として出現するかを示すインデツ
クスであり、導電率の上昇、下降、いいかえれば
抵抗率の下降、上昇が、検出インピーダンスを同
方向に変化させる場合を正のインピーダンス感
度、逆方向に変化させる場合を負のインピーダン
ス感度としている。
吸などに伴うその地点における導電率の変化がど
のくらい重みずけられ、電圧検出用電極間のイン
ピーダンス変化として出現するかを示すインデツ
クスであり、導電率の上昇、下降、いいかえれば
抵抗率の下降、上昇が、検出インピーダンスを同
方向に変化させる場合を正のインピーダンス感
度、逆方向に変化させる場合を負のインピーダン
ス感度としている。
したがつて、体動の伴わない状態のもとでは、
インピーダンス感度によつて重みずけられた呼吸
に伴う各地点での導電率の総和が生体電気インピ
ーダンスの変化として計測され、肺の換気情報が
とらえられるわけである。
インピーダンス感度によつて重みずけられた呼吸
に伴う各地点での導電率の総和が生体電気インピ
ーダンスの変化として計測され、肺の換気情報が
とらえられるわけである。
本構成のごとく第２チヤンネルの電流供給は第
１チヤンネルと同一周波数の高周波電流である
が、正負の極性が反対の、いいかえれば位相が
180度異なる微弱電流とし、第１チヤンネルの電
流と同時に生体に印加したのは第１チヤンネル側
からみた場合、第１チヤンネルの電流印加用電極
付近の領域に正のインピーダンス感度領域を設
け、第２チヤンネルの電流印加用電極付近の領域
のインピーダンス感度領域を設けることをねらつ
たもので、さらに第２チヤンネルの電流の大きさ
を可変としたのは、こうしたインピーダンス感度
の広がり及び強さを変えることを意図している。
１チヤンネルと同一周波数の高周波電流である
が、正負の極性が反対の、いいかえれば位相が
180度異なる微弱電流とし、第１チヤンネルの電
流と同時に生体に印加したのは第１チヤンネル側
からみた場合、第１チヤンネルの電流印加用電極
付近の領域に正のインピーダンス感度領域を設
け、第２チヤンネルの電流印加用電極付近の領域
のインピーダンス感度領域を設けることをねらつ
たもので、さらに第２チヤンネルの電流の大きさ
を可変としたのは、こうしたインピーダンス感度
の広がり及び強さを変えることを意図している。
また第２チヤンネルから見た場合には、本構成
のもとでは第１チヤンネルの電流印加用電極付近
の領域に負のインピーダンス感度領域が、また第
２チヤンネルの電流印加用電極付近の領域に正の
インピーダンス感度領域が形成される。
のもとでは第１チヤンネルの電流印加用電極付近
の領域に負のインピーダンス感度領域が、また第
２チヤンネルの電流印加用電極付近の領域に正の
インピーダンス感度領域が形成される。
被検者が安静に呼吸してている状態のもとで、
第２チヤンネルの印加電流を第１チヤンネルの印
加電流に比べ大とする方向に増加していくと、第
１チヤンネルから見た場合、第２チヤンネルの電
流印加用電極付近に分布する負のインピーダンス
感度の影響が相対的に強まり、その結果、正負の
インピーダンス感度で重みずけられた呼吸に伴う
肺内の導電率変化は互いに相殺され、第１チヤン
ネルには呼吸性のインピーダンス変化が現れない
状態が出現し、いいかえれば見かけ上、第１チヤ
ンネルには呼吸情報が出力されない状態を設定す
ることができる。
第２チヤンネルの印加電流を第１チヤンネルの印
加電流に比べ大とする方向に増加していくと、第
１チヤンネルから見た場合、第２チヤンネルの電
流印加用電極付近に分布する負のインピーダンス
感度の影響が相対的に強まり、その結果、正負の
インピーダンス感度で重みずけられた呼吸に伴う
肺内の導電率変化は互いに相殺され、第１チヤン
ネルには呼吸性のインピーダンス変化が現れない
状態が出現し、いいかえれば見かけ上、第１チヤ
ンネルには呼吸情報が出力されない状態を設定す
ることができる。
この設定状態においては、第２チヤンネルの電
流値が第１チヤンネルの電流値に比べ大となつて
いるために、第２チヤンネルから見た場合、第２
チヤンネルの電流印加用電極付近に分布する正の
インピーダンス感度の影響が相対的に強まり、イ
ンピーダンス感度で重みづけられた肺内の導電率
変化は相殺されず、第２チヤンネルには呼吸情報
が出力される。
流値が第１チヤンネルの電流値に比べ大となつて
いるために、第２チヤンネルから見た場合、第２
チヤンネルの電流印加用電極付近に分布する正の
インピーダンス感度の影響が相対的に強まり、イ
ンピーダンス感度で重みづけられた肺内の導電率
変化は相殺されず、第２チヤンネルには呼吸情報
が出力される。
このようにあらかじめ、被検者の安静時に第２
チヤンネルの電流を合わせておけば、第１チヤン
ネルには呼吸以外の体動が起こつた場合のみ出力
が現れるので、第２チヤンネルに出力されるイン
ピーダンス変化上のどの時点で体動が起き、体動
性のインピーダンス変化が生じたかを知ることが
でき、第２チヤンネルの出力の中から、体動体の
インピーダンス変化のない純粋な呼吸情報のみを
得ることができる。
チヤンネルの電流を合わせておけば、第１チヤン
ネルには呼吸以外の体動が起こつた場合のみ出力
が現れるので、第２チヤンネルに出力されるイン
ピーダンス変化上のどの時点で体動が起き、体動
性のインピーダンス変化が生じたかを知ることが
でき、第２チヤンネルの出力の中から、体動体の
インピーダンス変化のない純粋な呼吸情報のみを
得ることができる。
本発明の実施例について以下、図面にしたがつ
て本発明の構成が、実際上どのように具体化され
るかをその作用とともに説明する。
て本発明の構成が、実際上どのように具体化され
るかをその作用とともに説明する。
第１図は本発明の構成図で、図中１は生体、１
ａは腕、２は肺を示している。
ａは腕、２は肺を示している。
また、３，４は電流印加用電極で一対をなし、
生体１の上肺２両側胸壁上の皮膚面に密着され、
定電流源５から供給される微弱高周波電流を、こ
れら電極対を介して生体１内に印加する。
生体１の上肺２両側胸壁上の皮膚面に密着され、
定電流源５から供給される微弱高周波電流を、こ
れら電極対を介して生体１内に印加する。
電流印加用電極３，４および電流源５によつて
電流印加部Ａが構成される。
電流印加部Ａが構成される。
６，７は電圧検出用電極で、前記電流印加用電
極３，４を結ぶ線上内側に隔離して胸壁上皮膚面
に密着され、計測すべきインピーダンス変化は電
流印加用電極３，４間に印加される電流に対する
電圧検出用電極６，７間の電圧変化として検出用
アンプを介し、増幅した後出力される構成となつ
ている。
極３，４を結ぶ線上内側に隔離して胸壁上皮膚面
に密着され、計測すべきインピーダンス変化は電
流印加用電極３，４間に印加される電流に対する
電圧検出用電極６，７間の電圧変化として検出用
アンプを介し、増幅した後出力される構成となつ
ている。
電圧検出用電極６，７および検出用アンプ８に
よつて電圧検出部Ｂが構成される。
よつて電圧検出部Ｂが構成される。
そして前記電流印加部Ａとこの電圧検出部Ｂに
よつてインピーダンス測定の第１チヤンネルＣを
構成する。
よつてインピーダンス測定の第１チヤンネルＣを
構成する。
このチヤンネル構成について第２図で分かりや
すく図示している。
すく図示している。
すなわち、第２図は本発明のチヤンネル構成を
示す図で、便宜上第１図の第１チヤンネルＣの部
分をとりだして現している。
示す図で、便宜上第１図の第１チヤンネルＣの部
分をとりだして現している。
図の第１チヤンネルＣは電流を供給する電流印
加部Ａと電圧をとりだす電圧検出部Ｂとから構成
されている。
加部Ａと電圧をとりだす電圧検出部Ｂとから構成
されている。
そのうち、電流印加部Ａの方は対をなす電流印
加用電極３，４と定電流源５とからなり、電圧検
出部Ｂは対をなす電圧検出用電極６，７および検
出用アンプ８とからなり、また、前記対をなす電
流印加用電極３，４は互いに離隔して設けられ、
この離隔した電流印加用電極３，４を結ぶ線上内
側に、前記電圧検出用電極６，７が離隔して設け
られていることを示している。
加用電極３，４と定電流源５とからなり、電圧検
出部Ｂは対をなす電圧検出用電極６，７および検
出用アンプ８とからなり、また、前記対をなす電
流印加用電極３，４は互いに離隔して設けられ、
この離隔した電流印加用電極３，４を結ぶ線上内
側に、前記電圧検出用電極６，７が離隔して設け
られていることを示している。
このように、電流を供給する電流印加部と電圧
をとりだす電圧検出部分とによつて一つのチヤン
ネルが構成される。
をとりだす電圧検出部分とによつて一つのチヤン
ネルが構成される。
次に第１図の電流印加用電極９，１０は下肺２
両側胸壁上皮膚面に密着され、定電流１１によつ
て供給される微弱高周波電流をこれら電極対を介
して生体１内に印加する。
両側胸壁上皮膚面に密着され、定電流１１によつ
て供給される微弱高周波電流をこれら電極対を介
して生体１内に印加する。
この電流印加電極９，１０および定電流源１１
によつて電流印加部Ｄが構成される。
によつて電流印加部Ｄが構成される。
これら電流印加電極９，１０を結ぶ線上内側胸
壁上皮膚面に離隔して電圧検出用電極１２，１３
が密着され、計測すべきインピーダンス変化は電
流印加用電極９，１０に印加される電流に対する
電圧検出用電極１２，１３間の電圧変化として検
出用アンプ１４を介し、増幅した後出力される構
成となつている。
壁上皮膚面に離隔して電圧検出用電極１２，１３
が密着され、計測すべきインピーダンス変化は電
流印加用電極９，１０に印加される電流に対する
電圧検出用電極１２，１３間の電圧変化として検
出用アンプ１４を介し、増幅した後出力される構
成となつている。
これらの電圧検出用電極１２，１３および検出
用アンプ１４によつて電圧検出部Ｅが構成され
る。
用アンプ１４によつて電圧検出部Ｅが構成され
る。
そして前記電流印加部Ｄとこの電圧検出部Ｅと
によつてインピーダンス測定の第２チヤンネルＦ
を構成する。
によつてインピーダンス測定の第２チヤンネルＦ
を構成する。
上記構成において第１チヤンネルＣと第２チヤ
ンネルＦとの各電極の配列形式は同一で互いに略
平行に配置している。
ンネルＦとの各電極の配列形式は同一で互いに略
平行に配置している。
第１チヤンネルＣの電流印加部Ａは同波数が
50KHz，10μA程度の高周波定電流を生体１に印
加し、第２チヤンネルＦの電流印加部Ｄは第１チ
ヤンネルＣの高周波電流と同一同波数で、位相が
180度ずれ、電流値を可変できる高周波定電流を
生体１内に印加する。
50KHz，10μA程度の高周波定電流を生体１に印
加し、第２チヤンネルＦの電流印加部Ｄは第１チ
ヤンネルＣの高周波電流と同一同波数で、位相が
180度ずれ、電流値を可変できる高周波定電流を
生体１内に印加する。
ここで、これら印加電流の高周波を50KHzとし
たのは、数10KHzから数100KHzの周波数帯域に
おいて、生体は抵抗体Ｒとして十分に考えられる
ためであり、呼吸に伴う肺内の空気変化が等価的
に肺内の導電率率の変化として考えられるためで
ある。
たのは、数10KHzから数100KHzの周波数帯域に
おいて、生体は抵抗体Ｒとして十分に考えられる
ためであり、呼吸に伴う肺内の空気変化が等価的
に肺内の導電率率の変化として考えられるためで
ある。
また印加電流値の100μA程度の値は生体の安全
性を保証している。
性を保証している。
このようにして生体１に電流が印加され、前記
のチヤンネル構成が行われると、第１チヤンネル
からみた場合、第１チヤンネルの電流印加用電極
３，４付近には、その部位での抵抗率の増加（導
電率の傾少）に対して第１チヤンネルで検出され
るインピーダンスが増加方向に変化するいわゆる
正のインピーダンス感度領域の他に、第２チヤン
ネルの電流印加用電極９，１０付近には、逆にそ
の部位での抵抗率の増加（導電率の減少）に対し
て第１チヤンネルで検出されるインピーダンスが
減少方向に変化する、いわゆる負のインピーダン
ス感度領域が形成される。
のチヤンネル構成が行われると、第１チヤンネル
からみた場合、第１チヤンネルの電流印加用電極
３，４付近には、その部位での抵抗率の増加（導
電率の傾少）に対して第１チヤンネルで検出され
るインピーダンスが増加方向に変化するいわゆる
正のインピーダンス感度領域の他に、第２チヤン
ネルの電流印加用電極９，１０付近には、逆にそ
の部位での抵抗率の増加（導電率の減少）に対し
て第１チヤンネルで検出されるインピーダンスが
減少方向に変化する、いわゆる負のインピーダン
ス感度領域が形成される。
第２チヤンネルから見た場合には反対に、第１
チヤンネルの電流印加用電極３，４付近には負の
インピーダンス感度領域が、また、第２チヤンネ
ルの電流印加用電極９，１０付近には正のインピ
ーダンス感度領域が形成されることになる。
チヤンネルの電流印加用電極３，４付近には負の
インピーダンス感度領域が、また、第２チヤンネ
ルの電流印加用電極９，１０付近には正のインピ
ーダンス感度領域が形成されることになる。
このような構成のもとで、第２チヤンネルＦの
電流印加部Ｄの電流を第１チヤンネルの印加電流
よりも大きくしていくと、第１チヤンネルからみ
た場合には正のインピーダンス感度によつて重み
ずけられた呼吸に伴う導電率変化の成分は減少
し、負のインピーダンス感度によつて重みずけら
れた導電率変化の成分は増加する。
電流印加部Ｄの電流を第１チヤンネルの印加電流
よりも大きくしていくと、第１チヤンネルからみ
た場合には正のインピーダンス感度によつて重み
ずけられた呼吸に伴う導電率変化の成分は減少
し、負のインピーダンス感度によつて重みずけら
れた導電率変化の成分は増加する。
その結果、第２チヤンネルの印加電流を適切な
値にすれば、呼吸に伴つて肺内の導電率が変化し
た影響が第１チヤンネルにおいては見かけ上、検
出されない状態を設定できる。
値にすれば、呼吸に伴つて肺内の導電率が変化し
た影響が第１チヤンネルにおいては見かけ上、検
出されない状態を設定できる。
安静時にそのような電流値に第２チヤンネルの
印加電流を設定しておけば第１チヤンネルの出力
は体動が起こつたときのみ現れる。
印加電流を設定しておけば第１チヤンネルの出力
は体動が起こつたときのみ現れる。
一方、この条件においては第２チヤンネルから
見た場合、第２チヤンネルの電流値が第１チヤン
ネルの電流値に比べ大きく調整されているため
に、正のインピーダンス感度によつて重みずけら
れた導電率変化の成分が増加し、負のインピーダ
ンス感度によつて重みずけられた導電率変化の成
分は減少し、呼吸に伴う肺内の導電率変化は失わ
れることなく、第２チヤンネルにつて検出され
る。
見た場合、第２チヤンネルの電流値が第１チヤン
ネルの電流値に比べ大きく調整されているため
に、正のインピーダンス感度によつて重みずけら
れた導電率変化の成分が増加し、負のインピーダ
ンス感度によつて重みずけられた導電率変化の成
分は減少し、呼吸に伴う肺内の導電率変化は失わ
れることなく、第２チヤンネルにつて検出され
る。
第３図は本発明の出力信号模式図で、ΔZ1は前
記第１チヤンネルＣの出力波形、ΔZ2は前記第２
チヤンネルＦの出力波形を示している。
記第１チヤンネルＣの出力波形、ΔZ2は前記第２
チヤンネルＦの出力波形を示している。
区間、T1，T5は平常呼吸の場合を示し、T2，
T4は呼吸停止を行わせた場合を示し、Tsは呼吸
停止下で体動を行わせた場合を示している。
T4は呼吸停止を行わせた場合を示し、Tsは呼吸
停止下で体動を行わせた場合を示している。
前記区間T1，T5では呼吸情報が第１チヤンネ
ル側のΔZ1に現れず、第２チヤンネル側のΔZ2の
みに現れているが、これは前記電流調整によつて
適切なインピーダンス感度分布が設定されたため
に、第１チヤンネル側では正負のインピーダンス
感度で重みずけられた肺内の導電率変化が互いに
相殺され、呼吸作用によるインピーダンス変化が
見かけ上あらわれないためであり、第２チヤンネ
ル側では同電流調整のもので、呼吸作用によるイ
ンピーダンス変化を失うことなく検出しているこ
とを物語つている。
ル側のΔZ1に現れず、第２チヤンネル側のΔZ2の
みに現れているが、これは前記電流調整によつて
適切なインピーダンス感度分布が設定されたため
に、第１チヤンネル側では正負のインピーダンス
感度で重みずけられた肺内の導電率変化が互いに
相殺され、呼吸作用によるインピーダンス変化が
見かけ上あらわれないためであり、第２チヤンネ
ル側では同電流調整のもので、呼吸作用によるイ
ンピーダンス変化を失うことなく検出しているこ
とを物語つている。
また前記区間T2，T4ではΔZ1，ΔZ2とも出力が
現れていないが、これは体動もなく、かつ呼吸に
伴う導電率変化のない状態では出力が現れないこ
とを示している。
現れていないが、これは体動もなく、かつ呼吸に
伴う導電率変化のない状態では出力が現れないこ
とを示している。
さらに区間Tsでは、ΔZ1，ΔZ2とも出力は現れ
ているが、これは呼吸停止下で体動が生じた際の
ものであり、体動情報がΔZ1において明確にクロ
ーズアツプされることを示している。
ているが、これは呼吸停止下で体動が生じた際の
ものであり、体動情報がΔZ1において明確にクロ
ーズアツプされることを示している。
これらのことから、第２チヤンネルＦ側の呼吸
情報を含む出力ΔZ2と第１チヤンネルＣ側の体動
情報が得られる出力ΔZ1を比較参照することによ
り、どの時点で体動が起こつたかを知り、体動の
含まれない信頼性の高い呼吸情報のみを得ること
ができることがわかる。
情報を含む出力ΔZ2と第１チヤンネルＣ側の体動
情報が得られる出力ΔZ1を比較参照することによ
り、どの時点で体動が起こつたかを知り、体動の
含まれない信頼性の高い呼吸情報のみを得ること
ができることがわかる。
この多電極型生体電極インピーダンス計測装置
で測定するときは、前述の第１図で示すように各
電極を生体胸壁上皮膚面に配置し、安静時の呼吸
状態第１チヤンネルの出力信号が略ゼロとなるよ
うに第２チヤンネルの印加電流を調整し、呼吸情
報がこの第１チヤンネル側から出力としてみかけ
上あらわれないようにすることがポイントであ
る。
で測定するときは、前述の第１図で示すように各
電極を生体胸壁上皮膚面に配置し、安静時の呼吸
状態第１チヤンネルの出力信号が略ゼロとなるよ
うに第２チヤンネルの印加電流を調整し、呼吸情
報がこの第１チヤンネル側から出力としてみかけ
上あらわれないようにすることがポイントであ
る。
そのように第１チヤンネルと第２チヤンネルと
の間の印加電流調整を安静時に遂次行い、セツト
しておくことにより、長時間にわたる計測に際し
ても第１チヤンネル側の出力記録中に信号波形が
あれば、これは呼吸情報以外の体動であことがわ
かり、第２チヤンネル側の出力の信号波形のどの
部分が呼吸情報として信頼性の高いものであるか
知ることができ、臨床診断上、貴重な呼吸情報を
提供できる。
の間の印加電流調整を安静時に遂次行い、セツト
しておくことにより、長時間にわたる計測に際し
ても第１チヤンネル側の出力記録中に信号波形が
あれば、これは呼吸情報以外の体動であことがわ
かり、第２チヤンネル側の出力の信号波形のどの
部分が呼吸情報として信頼性の高いものであるか
知ることができ、臨床診断上、貴重な呼吸情報を
提供できる。
また、本発明の基本となるインピーダンス感度
分布は、第１チヤンネル側の印加電流は第２チヤ
ンネル側の印加電流との比によつて制御できるの
で、本実施例とは別に第１チヤンネル側で電流調
整を行うことも可能である。
分布は、第１チヤンネル側の印加電流は第２チヤ
ンネル側の印加電流との比によつて制御できるの
で、本実施例とは別に第１チヤンネル側で電流調
整を行うことも可能である。
さらに電流印加部ならびに電圧検出部を増や
し、インピーダンス感度分布の重みずけをするこ
とも可能である。
し、インピーダンス感度分布の重みずけをするこ
とも可能である。
以上本発明によれば、電流印加部と電圧検出部
とからなる生体電気インピーダンス測定用チヤン
ネルを２組構成し、第１チヤンネルの印加電流を
一定とし、第２チヤンネルの印加電流には第１チ
ヤンネルの印加電流と同一周波数で極性の異なる
電流を供給し、さらに第２チヤンネルの印加電流
の大きさを適切に調整することで第１チヤンネル
の出力を体動情報のみとし、第２チヤンネル呼吸
情報を含む出力とこの第１チヤンネルの出力と比
較することで信頼性の高い呼吸情報を得ることが
でき、正確な肺機能の診断を下すことができる。
とからなる生体電気インピーダンス測定用チヤン
ネルを２組構成し、第１チヤンネルの印加電流を
一定とし、第２チヤンネルの印加電流には第１チ
ヤンネルの印加電流と同一周波数で極性の異なる
電流を供給し、さらに第２チヤンネルの印加電流
の大きさを適切に調整することで第１チヤンネル
の出力を体動情報のみとし、第２チヤンネル呼吸
情報を含む出力とこの第１チヤンネルの出力と比
較することで信頼性の高い呼吸情報を得ることが
でき、正確な肺機能の診断を下すことができる。
また、本測定装置における被検者の負担は、電
流印加用電極および電圧検出用電極の装置程度で
あり、簡便に、かつ被検者に苦痛を与えることな
く計測を施行でき、長時間使用にも適しており、
ICU（集中治療室）やRCU（呼吸器患者治療室）
などで用いることにより、重症患者の病状を常時
監視し、治療の万全を期すことができるなどの効
果がある。
流印加用電極および電圧検出用電極の装置程度で
あり、簡便に、かつ被検者に苦痛を与えることな
く計測を施行でき、長時間使用にも適しており、
ICU（集中治療室）やRCU（呼吸器患者治療室）
などで用いることにより、重症患者の病状を常時
監視し、治療の万全を期すことができるなどの効
果がある。
第１図は本発明の一実施例の構成説明図、第２
図はチヤンネル構成説明図、第３図は本発明の出
力力信号の模式図、第４図および第５図は従来例
を示す図である。 １……生体、３，４……電流印加用電極、５…
…定電流源、６，７……電圧検出用電極、８……
検出用アンプ、９，１０……電流印加用電極、１
１……定電流源、１２，１３……電圧検出用電
極、１４……検出用アンプ、Ａ……電流印加部、
Ｂ……電圧検出部、Ｃ……第１チヤンネル、Ｄ…
…電流印加部、Ｅ……電圧検出部、Ｆ……第２チ
ヤンネル。
図はチヤンネル構成説明図、第３図は本発明の出
力力信号の模式図、第４図および第５図は従来例
を示す図である。 １……生体、３，４……電流印加用電極、５…
…定電流源、６，７……電圧検出用電極、８……
検出用アンプ、９，１０……電流印加用電極、１
１……定電流源、１２，１３……電圧検出用電
極、１４……検出用アンプ、Ａ……電流印加部、
Ｂ……電圧検出部、Ｃ……第１チヤンネル、Ｄ…
…電流印加部、Ｅ……電圧検出部、Ｆ……第２チ
ヤンネル。
Claims (1)
- １ 生体の皮膚面を介して生体内に微弱な高周波
電流を印加する電流印加部と、前記印加された電
流と生体の呼吸作用および体動に伴う電気インピ
ーダンスの変化によつて生じた電圧変化を生体の
皮膚面から検出する電圧検出部とからなる電気イ
ンピーダンス測定のための２個の第１チヤンネル
及び第２チヤンネルと、前記各チヤンネルの電流
印加部はそれぞれ電流印加用電極と定電流源とを
有し、前記各チヤンネルの電圧検出部はそれぞれ
電圧検出用電極とこの検出電圧を増幅する検出用
電極とこの検出電圧を増幅する検出用アンプとを
備えてなり、前記第１チヤンネルの印加電流を一
定とし、前記第２チヤンネルの印加電流には第１
チヤンネルの印加電流と同一周波数で極性の異な
る電流を供給し、さらに第２チヤンネルの印加電
流の大きさを適切に調整することで第１チヤンネ
ルの出力を体動情報のみとし、第２チヤンネルの
呼吸情報を含む出力とこの第１チヤンネルの出力
とを比較参照して純粋な呼吸情報のみを得ること
を特徴とする、多電極型生体電気インピーダンス
計測装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61254376A JPS63109840A (ja) | 1986-10-25 | 1986-10-25 | 多電極型生体電気インピーダンス計測装置 |
| KR870011700A KR880004785A (ko) | 1986-10-25 | 1987-10-21 | 다전극형 생체 전기 임피던스 계측방법 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61254376A JPS63109840A (ja) | 1986-10-25 | 1986-10-25 | 多電極型生体電気インピーダンス計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63109840A JPS63109840A (ja) | 1988-05-14 |
| JPH0347095B2 true JPH0347095B2 (ja) | 1991-07-18 |
Family
ID=17264126
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61254376A Granted JPS63109840A (ja) | 1986-10-25 | 1986-10-25 | 多電極型生体電気インピーダンス計測装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63109840A (ja) |
| KR (1) | KR880004785A (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20020026338A (ko) * | 2002-03-18 | 2002-04-09 | 김동만 | 2점 측정법으로 구현한 체지방 측정장치 및 그 측정 방법 |
| KR100508112B1 (ko) * | 2002-06-08 | 2005-08-11 | 모승기 | 고주파를 이용한 종양 및 지방 치료 장치 |
| KR100459903B1 (ko) * | 2002-07-25 | 2004-12-03 | 삼성전자주식회사 | 피부의 국부적인 영역의 임피던스를 측정하는 측정 시스템및 이에 이용되는 임피던스 측정 전극 |
| KR100506084B1 (ko) * | 2002-10-24 | 2005-08-05 | 삼성전자주식회사 | 경혈점 탐색 장치 및 방법 |
| KR100963874B1 (ko) * | 2008-02-14 | 2010-06-17 | 연세대학교 산학협력단 | 피부 임피던스 측정시에 최외층의 두께값 변동에 의한 오차보정을 위한 특수 전극 |
| JP6639787B2 (ja) * | 2015-02-09 | 2020-02-05 | 株式会社槌屋 | 呼吸を計測する方法 |
-
1986
- 1986-10-25 JP JP61254376A patent/JPS63109840A/ja active Granted
-
1987
- 1987-10-21 KR KR870011700A patent/KR880004785A/ko not_active Ceased
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63109840A (ja) | 1988-05-14 |
| KR880004785A (ko) | 1988-06-27 |
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