JPH09220209A

JPH09220209A - 生体電気インピーダンス測定装置

Info

Publication number: JPH09220209A
Application number: JP8031968A
Authority: JP
Inventors: Yasuyuki Kubota; 康之久保田; Tetsuya Ishii; 徹哉石井; Masashi Kuriwaki; 真史栗脇
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 1996-02-20
Filing date: 1996-02-20
Publication date: 1997-08-26

Abstract

(57)【要約】【課題】連続自動測定を可能にして、操作者の負担を
軽減する。【解決手段】開示される装置４は、被験者の体Ｂにマ
ルチ周波のプローブ電流Ｉａを測定信号として流す信号
出力回路５と、被験者の体Ｂを流れるローブ電流Ｉａを
検出する電流検出回路６と、被験者の手足間の電圧Ｖｂ
を検出する電圧検出回路７と、キーボード８と、表示器
９と、検出結果Ｉａ，Ｖｂに基づいて、被験者の体の細
胞内液と細胞外液の各量を求めるＣＰＵ１０と、被験者
の手足に貼り付けられる４個の表面電極Ｈｐ,Ｈｃ,Ｌ
ｐ,Ｌｃとを備えて構成される。キーボード８を用い
て、全測定時間Ｔや測定間隔ｔ等が任意に設定される。
表示器９には、全測定時間の間、ＣＰＵ１０によって算
出された細胞内液と細胞外液の各量がトレンドグラフ画
面に表示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は、人体の細胞内外
の水分量を電気的に測定できる生体電気インピーダンス
測定装置に係り、特に、透析患者等のモニター（医療監
視装置）に応用して好適な生体電気インピーダンス測定
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】人体等の生体系の細胞内液及び細胞外液
の各量や、これらの総和たる体内水分量を測定する方法
としては、従来から、４個の表面電極を人体の皮膚表面
の所定の部位、例えば、人体の手甲部と、この手甲部と
同側の足甲部とにそれぞれ２個ずつ貼り付け、このう
ち、手甲部と足甲部との間の２個の電極間に正弦波交流
の微小電流を流すと共に、この微小電流の周波数を３〜
４００ｋＨｚの周波数範囲でスイープし、残りの２個の
電極から人体の手足間の電圧を検出することにより、低
周波時及び高周波時の生体電気インピーダンスを測定
し、測定された低周波時及び高周波時の生体電気インピ
ーダンスに基づいて、細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とを
求め、求められた細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とから、
細胞内液及び細胞外液の各量や、体内水分量を推計する
生体電気インピーダンス法（Bioelectric Impedance）
が知られている（「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 等参
照）。

【０００３】ここで、生体電気インピーダンス法の原理
について、簡単に説明する。人体では、電気は主として
細胞内外の電解質溶液中のイオンによって運ばれ、人体
の総電導量は、体内水分量の総電導量と略等しい。ま
た、図１０に示すように、人体組織を構成する細胞１，
１，…は、細胞膜２，２，…によって取り囲まれている
が、細胞膜２，２，…は、電気的には容量（リアクタン
ス）の大きなコンデンサと見ることができる。したがっ
て、生体電気インピーダンスは、図１１に示すように、
細胞外液抵抗Ｒeのみからなる細胞外液インピーダンス
と、細胞内液抵抗Ｒiと細胞膜容量Ｃmとの直列接続から
なる細胞内液インピーダンスとの並列合成インピーダン
スと考えることができる。同図に示すような電気的等価
回路で表すことのできる人体では、外部から印加された
電流は、周波数が非常に低いときには、細胞膜２，２，
…の電気インピーダンス（容量Ｃm）は、電気を通すに
は高すぎるので、同図に実線Ａ，Ａ，…で示すように、
細胞外液３のみを流れる。したがって、測定される生体
電気インピーダンスは、純粋に細胞外液抵抗Ｒeのみで
ある。しかし、周波数が高くなるにつれて、細胞膜２，
２，…を通って流れる電流が増え、このときに測定され
る生体電気インピーダンスには、抵抗分とリアクタンス
分が含まれる。周波数が非常に高くなると、電流は、同
図に破線Ｂ，Ｂ，…で示すように、細胞１，１，…内を
完全に通るようになり、細胞膜２，２，…が容量性能力
を失うことにより、再び、純粋に合成抵抗Ｒi・Ｒe／
（Ｒi＋Ｒe）のみが測定される。このことから、上記し
たように、周波数をスイープすることにより、細胞外液
抵抗Ｒeと細胞内液抵抗Ｒiとを求めることができ、求め
られた細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とから、細胞内液及
び細胞外液の各量、細胞外液と細胞内液との総和である
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、細胞外液や細胞内液の変化、体内水分量の
変化を推計できる。

【０００４】体内水分量、細胞外液及び細胞内液等は、
血行動態や代謝能等と関係しており、これらの液量や液
量変化を測定できる上述の生体電気インピーダンス法
は、例えば、心臓病、腎臓病等の各種の水分分布異常を
起こす疾患の把握や、治療、人工透析時・透析後のモニ
タ、利尿薬投薬の適否、浮腫の診断等に利用できると考
えられている。例えば、細胞外液は、人工透析の経過に
つれて減少し、人工透析後では時間の経過につれて増加
すること等に着目し、上述の電気インピーダンス法を用
いて細胞外液や細胞内液の変化を継続的に測定すれば、
透析の回数や時間を減少させることの手助けとなること
が期待できる。

【０００５】また、例えば、高齢者等の介護において
は、自分で尿意や排尿の開始を知らせることが困難にな
る場合がある。そこで、従来は、おむつを着用したり、
膀胱にカテーテルを挿入し、定期的に排尿させていた。
しかしながら、おむつの着用は、行動の制約や、かぶれ
等を生じるという欠点があった。そこで、膀胱内の尿量
の増加は、体内水分量の変化であることに着目して、上
述した生体電気インピーダンス法を利用すれば、膀胱内
の尿量を測定することが可能となる。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たような状況においては、連続的に、あるいは所定の時
間間隔で、生体電気インピーダンスを測定し、この生体
電気インピーダンスに基づいて、細胞外液及び細胞内液
の各量や体内水分量を推計する必要があるにもかかわら
ず、従来の生体電気インピーダンス測定装置では、１操
作で１回の測定しかできないという、不都合があった。
このため、測定者が、ストップウォッチ等を用いて時間
を計測し、測定時刻の到来の度に、装置を手動で再起動
させて測定を繰り返さねばならず、操作が非常に煩雑で
あった。また、従来の生体電気インピーダンス法では、
周波数４００ｋＨｚ時の生体電気インピーダンスを周波
数無限大時の電気インピーダンスとみなして取り扱う
が、このような高周波では、浮遊容量や外来ノイズの影
響を受けるため、所望の測定再現性が得られないという
問題があった。これを回避するために、周波数５０ｋＨ
ｚ時の生体電気インピーダンスを周波数無限大時の電気
インピーダンスとみなすことにすれば、今度は、細胞膜
の容量（リアクタンス）成分が残存（図５参照）するの
で、所望の測定精度が望めないという問題が発生する。

【０００７】この発明は、上述した事情に鑑みてなされ
たもので、連続自動測定が可能であり、もって、操作者
の負担を軽減できる生体電気インピーダンス測定装置を
提供することを第１の目的としている。また、この発明
は、測定再現性及び測定精度の向上を図ることのできる
生体電気インピーダンス測定装置を提供することを第２
の目的としている。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、請求項１記載の発明に係る生体電気インピーダンス
測定装置は、被験者の身長データ及び体重データを少な
くとも含む被験者の人体特徴データを入力するための人
体特徴データ入力手段と、予め設定された測定期間中、
所定の低周波から所定の高周波までの周波数幅の範囲で
周波数が時間変化するマルチ周波のプローブ電流を所定
の時間間隔で間欠的に生成し、生成されたマルチ周波の
プローブ電流を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着けた二つの電極を介して被験
者の体に供給するためのプローブ電流供給手段と、上記
所定の時間間隔で、上記被験者の体に供給されたマルチ
周波の上記プローブ電流の電流値を測定するための電流
測定手段と、該電流測定手段の測定動作に同期して、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
可能に着けた別の二つの電極を介して被験者の体の所定
の表面部位間に生じるマルチ周波の電圧値を測定するた
めの電圧測定手段と、上記電流測定手段及び上記電圧測
定手段によってそれぞれ測定されたマルチ周波の電流値
及び電圧値を一時記憶するための記憶手段と、上記所定
の時間間隔で、上記電流測定手段及び電圧測定手段によ
ってマルチ周波の電流値及び電圧値が測定される度に、
上記記憶手段に一時記憶された当該電流値及び電圧値を
読み出して、各測定時刻における被験者の周波数毎の生
体電気インピーダンスを算出し、算出された周波数毎の
上記生体電気インピーダンスに基づいて、最小二乗法の
演算手法を駆使して、インピーダンス軌跡を求め、得ら
れたインピーダンス軌跡から、各測定時刻における被験
者の周波数０時の生体電気インピーダンスと周波数無限
大時の生体電気インピーダンスとを算出するインピーダ
ンス算出手段と、該インピーダンス算出手段によって算
出された各測定時刻における被験者の周波数０時の生体
電気インピーダンスと周波数無限大時の生体電気インピ
ーダンスとに基づいて、各測定時刻における被験者の細
胞内液抵抗と細胞外液抵抗とを算出する抵抗値算出手段
と、該抵抗値算出手段の算出結果と、上記人体特徴デー
タ入力手段によって入力された被験者の人体特徴データ
とに基づいて、各測定時刻における被験者の細胞内液、
細胞外液及びこれらの総和たる体内水分の状態のうち、
少なくとも一の状態を推計する体内水分量推計手段と、
該体内水分量推計手段によって推計された各測定時刻に
おける被験者の細胞内液、細胞外液及びこれらの総和た
る体内水分の状態のうち、少なくとも一の状態を時間の
経過に合わせてトレンドグラフで表示する表示手段とを
備えてなることを特徴としている。

【０００９】また、請求項２記載の発明に係る生体電気
インピーダンス測定装置は、被験者の身長データ及び体
重データを少なくとも含む被験者の人体特徴データを入
力するための人体特徴データ入力手段と、予め設定され
た測定期間中、５ｋＨｚ以下の所定の低周波と、２００
ｋＨｚ〜６００ｋＨｚの範囲にある所定の高周波とが時
間的に切り替わる２周波のプローブ電流を所定の時間間
隔で間欠的に生成し、生成されたマルチ周波のプローブ
電流を被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部
位に導電可能に着けた二つの電極を介して被験者の体に
供給するためのプローブ電流供給手段と、上記所定の時
間間隔で、上記被験者の体に供給された２周波の上記プ
ローブ電流の電流値を測定するための電流測定手段と、
該電流測定手段の測定動作に同期して、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着けた
別の二つの電極を介して被験者の体の所定の表面部位間
に生じる２周波の電圧値を測定するための電圧測定手段
と、上記電流測定手段及び上記電圧測定手段によってそ
れぞれ測定された２周波の電流値及び電圧値を一時記憶
するための記憶手段と、上記所定の時間間隔で、上記電
流測定手段及び電圧測定手段によって２周波の電流値及
び電圧値が測定される度に、記憶手段に一時記憶された
当該電流値及び電圧値を読み出して、各測定時刻におけ
る被験者の低周波時の生体電気インピーダンスを被験者
の周波数０時の生体電気インピーダンスとして算出する
と共に、被験者の高周波時の生体電気インピーダンスを
周波数無限大時の生体電気インピーダンスとして算出す
るインピーダンス算出手段と、該インピーダンス算出手
段によって算出された各測定時刻における被験者の周波
数０時の生体電気インピーダンスと周波数無限大時の生
体電気インピーダンスとに基づいて、各測定時刻におけ
る被験者の細胞内液抵抗と細胞外液抵抗とを算出する抵
抗値算出手段と、該抵抗値算出手段の算出結果と、上記
人体特徴データ入力手段によって入力された被験者の人
体特徴データとに基づいて、各測定時刻における被験者
の細胞内液、細胞外液及びこれらの総和たる体内水分の
状態のうち、少なくとも一の状態を推計する体内水分量
推計手段と、該体内水分量推計手段によって推計された
各測定時刻における被験者の細胞内液、細胞外液及びこ
れらの総和たる体内水分の状態のうち、少なくとも一の
状態を時間の経過に合わせてトレンドグラフで表示する
表示手段とを備えてなることを特徴としている。

【００１０】また、請求項３記載の発明は、請求項１又
は２記載の生体電気インピーダンス測定装置に係り、上
記測定期間及び該測定期間内における測定間隔である上
記所定の時間間隔を操作者が予め任意に設定できる測定
期間・測定間隔設定手段が付加されてなることを特徴と
している。

【００１１】

【作用】この発明の構成では、測定は、予め設定された
測定期間中、所定の時間間隔で自動的に繰り返し行われ
る。各測定時刻における被験者の細胞内液、細胞外液及
びこれらの総和たる体内水分の状態のうち、少なくとも
一の状態が時間の経過に合わせてトレンドグラフで自動
的に、連続表示される。上記測定期間及び該測定期間内
における測定間隔（所定の時間間隔に相当）は、操作者
が予め任意に設定できる。それゆえ、操作者の負担を著
しく軽減できる。表示手段に表示されたトレンドグラフ
を見れば、例えば透析時の細胞内液、細胞外液の状態
が、透析の進行と共に、どのように変化したかが一目で
判る。したがって、透析の状況を簡単にモニターするこ
とができ、透析の回数や時間を減少させることの手助け
となる。また、透析後の細胞内液、細胞外液の状態が、
時間の経過と共に、どのように変化したかも一目で判る
ので、透析実施時刻を適切に知る上でも役に立つ。この
他にも、細胞外液が異常に増加して体がむくむ病気であ
り浮腫の診断等、様々な医療の現場で応用できる。

【００１２】また、この発明の別の構成では、最小二乗
法の演算手法を駆使して、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。
それゆえ、従来よりの一段と良好な測定再現性及び測定
精度を実現できる。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、この発明
の実施の形態について説明する。説明は、実施例を用い
て具体的に行う。図１は、この発明の一実施例である生
体電気インピーダンス測定装置の電気的構成を示すブロ
ック図、図２は、同装置の使用状態を模式的に示す模式
図、図３は、同生体電気インピーダンス測定装置の動作
を説明するためのフローチャート、また、図４は、同動
作を説明するためのタイミングチャートである。この例
の生体電気インピーダンス測定装置４は、予め設定され
た全測定時間Ｔの間、被験者の細胞外液及び細胞内液の
経時変化を４端子法で連続自動測定する装置であり、図
１又は図２に示すように、マルチ周波のプローブ電流Ｉ
ａを生成し測定信号として被験者の体Ｂに送出するため
の信号出力回路５と、被験者の体Ｂに入力された測定信
号（プローブ電流）Ｉａを検出するための電流検出回路
６と、この電流検出回路６との同一の動作タイミング
で、被験者の互いに隔たる所定の表面部位間（この例で
は、手甲部Ｈ−足甲部Ｌ間）に生じるマルチ周波の電圧
Ｖｂを検出するための電圧検出回路７と、キーボード８
と、表示器９と、各種制御・各種演算処理を行うＣＰＵ
（中央処理装置）１０と、ＣＰＵ１０の処理プログラム
を記憶するＲＯＭ１１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ＣＰＵ１０の作業領域が設定
されるＲＡＭ１２と、被験者の手甲部Ｈや足甲部Ｌの皮
膚表面に導電可能に貼り付けられる４個の表面電極Ｈ
ｐ,Ｈｃ,Ｌｐ,Ｌｃとから概略構成されている。

【００１４】まず、上記キーボード８は、操作者が測定
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（図４参照）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８から供給される各キーの操作
データは、図示せぬキーコード発生回路でキーコードに
変換されてＣＰＵ１０に供給される。この例では、全測
定時間Ｔは、透析をモニターするのに充分な時間を考慮
して、４．５時間、５時間、５．５時間、６時間、６．
５時間、７時間の中から、また、測定間隔ｔは、１０
分、２０分、３０分の中から任意に選択できるようにな
っている。このように、与えられたいくつかの時間の中
から選択する代わりに、操作者が、キーボード８を用い
て自由に時間Ｔ，ｔを設定できるようにしても良い。

【００１５】上記信号出力回路５は、ＰＩＯ（インタフ
ェース）５１と、測定信号発生器５２と、出力バッファ
５３とから概略構成されている。測定信号発生器５２
は、全測定時間Ｔの間、所定の周期ｔで、ＰＩＯ５１を
介してＣＰＵ１０から信号発生指示信号が供給される度
に、発振周波数が、１ｋＨｚ〜４００ｋＨｚの周波数範
囲で、かつ、１５ｋＨｚの周波数間隔で時間と共に変化
（掃引）する５００〜８００μＡのプローブ電流Ｉａを
所定回数繰り返し生成し、生成されたマルチ周波のプロ
ーブ電流Ｉａを測定信号として出力バッファ５３を介し
て表面電極Ｈｃに送出する。この表面電極Ｈｃは、測定
時、被験者の右の手甲部Ｈに導電可能に貼り付けられ、
これにより、５００〜８００μＡの範囲にあるマルチ周
波のプローブ電流Ｉａが被験者の体Ｂを流れることにな
る。なお、信号発生指示信号の供給周期は、操作者がキ
ーボード８を用いて設定した測定間隔ｔに一致する。ま
た、この例では、プローブ電流（測定信号）Ｉａの掃引
回数（繰り返し回数）は、信号発生指示信号１回当た
り、１〜２５６回であり、掃引周期は、５００μｓｅｃ
である。この掃引回数も操作者がキーボード８を用いて
任意に設定できるようにしても良い。掃引回数は、多い
ほど精度の向上を図れるが、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。

【００１６】上記電流検出回路６は、Ｉ／Ｖ変換器（電
流／電圧変換器）６１、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）６
２、サンプルホールド回路６３及びＡ／Ｄ変換器（アナ
ログ／デジタル変換器）６４から概略構成されている。
Ｉ／Ｖ変換器６１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。表面電極Ｈｃは、
上記したように、被験者の右の手甲部Ｈ（図２）に吸着
方式により貼り付けられ、表面電極Ｌｃは、右の足甲部
Ｌに吸着方式により貼り付けられる。したがって、Ｉ／
Ｖ変換器６１は、測定信号Ｉａが被験者の体Ｂに供給さ
れると、被験者の右手足間を流れるマルチ周波のプロー
ブ電流Ｉａを検出し、電圧Ｖａに変換した後、ローパス
フィルタ６２へ供給する。ローパスフィルタ６２は、入
力された電圧Ｖａから高周波のノイズを除去し、サンプ
ルホールド回路６３に供給する。サンプルホールド回路
６３は、ＣＰＵ１０からサンプルホールド開始指示信号
の供給を受ける度に、所定の時間（信号出力回路５が動
作している期間）、高周波のノイズが除去された入力電
圧Ｖａを所定のサンプリング周期で標本化して保持し、
保持された電圧を後段のＡ／Ｄ変換器６４がデジタル信
号に変換し終わるまでそのまま持続する。Ａ／Ｄ変換器
６４は、ＳＲＡＭからなるサンプリングメモリを備え、
ＣＰＵ１０からデジタル変換信号が供給される度に、サ
ンプルホールド回路６３に保持されている電圧Ｖａを上
述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Ｖａをサンプリング周期毎、測定信号Ｉ
ａの周波数毎に一旦サンプリングメモリに格納した後、
ＣＰＵ１０に送出する。

【００１７】上記電圧検出回路７は、差動増幅器７１、
ローパスフィルタ（ＬＰＦ）７２、サンプルホールド回
路７３及びＡ／Ｄ変換器７４から構成されている。差動
増幅器７１は、２つの表面電極Ｈｐ,Ｌｐ間の電圧（電
位差）を検出する。表面電極Ｈｐは、被験者の右の手甲
部Ｈ（図２）に吸着方式により貼り付けられ、表面電極
Ｌｐは、右の足甲部Ｌに吸着方式により貼り付けられ
る。したがって、差動増幅器７１は、上記測定信号Ｉａ
が被験者の体Ｂに供給されると、被験者の右手足間の電
圧Ｖｂを検出し、ローパスフィルタ７２へ供給すること
になる。この電圧Ｖｂ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。ローパスフィルタ７２は、入力
された電圧Ｖｂから高周波のノイズを除去し、サンプル
ホールド回路７３に供給する。サンプルホールド回路７
３は、ＣＰＵ１０からサンプルホールド開始指示信号の
供給を受ける度に、所定の時間（信号出力回路５が動作
している期間）、高周波のノイズが除去された入力電圧
Ｖｂを所定のサンプリング周期で標本化して保持し、保
持された電圧を後段のＡ／Ｄ変換器７４がデジタル信号
に変換し終わるまでそのまま持続する。Ａ／Ｄ変換器７
４は、ＳＲＡＭからなるサンプリングメモリを備え、Ｃ
ＰＵ１０からデジタル変換信号が供給される度に、サン
プルホールド回路７３に保持されている電圧Ｖｂを上述
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Ｖｂをサンプリング周期毎、測定信号Ｉａ
の周波数毎に一旦サンプリングメモリに格納した後、Ｃ
ＰＵ１０に送出する。なお、ＣＰＵ１０は、２つのサン
プルホールド回路６３，７３に対して同一のタイミング
でサンプルホールド開始指示信号を供給する。同様に、
２つのＡ／Ｄ変換器６４，７４に対して同一のタイミン
グで、デジタル変換信号を供給する。

【００１８】ＣＰＵ１０は、ＲＯＭ１１に記憶された処
理プログラムに従って、上述した信号出力回路５、電流
検出回路６及び電圧検出回路６による測定を開始し、所
定のサンプリング周期で、検出電流Ｉａ及び検出電圧Ｖ
ｂ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、ＣＰＵ１０
は、まず、Ａ／Ｄ変換器６４，７４のサンプリングメモ
リに格納された電圧Ｖａ,Ｖｂを測定信号Ｉａの周波数
毎に逐次読み出して平均化を行い、周波数毎の生体電気
インピーダンスＺ（＝Ｖｂ／Ｖａ）を算出する。そし
て、算出された周波数毎の上記生体電気インピーダンス
に基づいて、最小二乗法の演算手法を駆使して、図５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。

【００１９】「従来の技術」の欄では、人体の組織内細
胞を単純な電気的等価回路（図１１）で表したが、実際
の人体の組織では、いろいろ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、図
６に示すように、時定数τ＝Ｃmk・Ｒikが分布している
分布定数回路で表される（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）。
したがって、この実施例では、実際に近い電気的等価回
路（図６）を採用して、細胞内液抵抗と細胞外液抵抗と
を求めることとしたので、人体のインピーダンス軌跡Ｄ
は、図５に示すように、中心が実軸より上がった円弧と
なる。

【００２０】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８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体内水分量
推定式を駆使して、被験者の体Ｂの細胞内液と細胞外液
の各量を算出する。そして、算出された細胞内液と細胞
外液の各量を、図７に示すように、時間の経過に合わせ
て表示器９の画面にトレンド表示する。

【００２１】上記構成の生体電気インピーダンスを、例
えば、透析時のモニターとして用いる場合には、まず、
測定に先だって、図２に示すように、２個の表面電極Ｈ
ｃ,Ｈｐを被験者（透析患者）の右の手甲部Ｈに、２個
の表面電極Ｌｐ,Ｌｃを被験者の同じ側の足甲部Ｌに貼
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取り付け
る）。次に、操作者（又は被験者自身）が、キーボード
８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共に、測定開始から測定終了ま
での全測定時間Ｔや測定間隔等ｔ（図４）を設定する。
この例では、全測定時間Ｔは、透析をモニターするのに
充分な時間を考慮して、７時間が選択され、また、測定
間隔ｔは、３０分が選択されたとする。キーボード８か
ら入力されたデータ及び設定値は、ＲＡＭ１２に記憶さ
れる。次に、操作者（又は被験者自身）が、透析開始の
時刻に合わせてキーボード８の測定開始スイッチをオン
にすると、これより、ＣＰＵ１０は、図３に示す処理の
流れに従って、動作を開始する。まず、ステップＳ１に
おいて、信号出力回路５の測定信号発生器５２に信号発
生指示信号を発行する。これにより、測定信号発生器５
２が、周波数範囲が１ｋＨｚ〜４００ｋＨｚのマルチ周
波のプローブ電流Ｉａを所定回数繰り返し生成し、測定
信号として出力バッファ５３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に送出するので、５０
０〜８００μＡ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。

【００２２】測定信号Ｉａが被験者の体Ｂに供給される
と、電流検出回路６のＩ／Ｖ変換器６１において、表面
電極Ｈｃ,Ｌｃが取り付けられた右の手足間を流れるマ
ルチ周波のプローブ電流Ｉａが検出され、電圧Ｖａに変
換された後、ローパスフィルタ６２を経てサンプルホー
ルド回路６３へ供給される。このとき、ＣＰＵ１０から
は、サンプルホールド回路６３に対してサンプルホール
ド開始指示信号が、Ａ／Ｄ変換器６４に対してデジタル
変換信号が供給される。そこで、サンプルホールド回路
６３では、供給された入力電圧Ｖａが、所定のサンプリ
ング周期毎に標本化されて保持され、Ａ／Ｄ変換器６４
によって、デジタル信号に変換される。デジタル化され
た電圧Ｖａは、サンプリング周期毎、測定信号Ｉａの周
波数毎に一旦Ａ／Ｄ変換器６４のサンプリングメモリに
格納された後、ＣＰＵ１０に送出される。一方、電圧検
出回路７の差動増幅器７１では、表面電極Ｈｐ,Ｌｐが
貼り付けられた右の手足間で生じた電圧Ｖｂが検出さ
れ、ローパスフィルタ７２を経て、サンプルホールド回
路７３へ供給される。このとき、ＣＰＵ１０からは、サ
ンプルホールド回路７３に対してサンプルホールド開始
指示信号が、Ａ／Ｄ変換器７４に対してデジタル変換信
号が供給される。そこで、サンプルホールド回路７３で
は、供給された入力電圧Ｖｂが、所定のサンプリング周
期毎に標本化されて保持され、Ａ／Ｄ変換器７４によっ
て、デジタル信号に変換される。デジタル化された電圧
Ｖｂは、サンプリング周期毎、測定信号Ｉａの周波数毎
に一旦Ａ／Ｄ変換器７４のサンプリングメモリに格納さ
れた後、ＣＰＵ１０に送出される。

【００２３】ＣＰＵ１０は、プローブ電流（測定信号）
Ｉａの掃引回数（繰り返し回数）が、予め設定された回
数に達すると、最初の測定を停止する制御を行う。この
後、ステップＳ２へ進み、Ａ／Ｄ変換器６４，７４のサ
ンプリングメモリに格納された電圧Ｖａ,Ｖｂを測定信
号Ｉａの周波数毎に逐次読み出し、平均化を行って、周
波数毎の生体電気インピーダンスＺ（＝Ｖｂ／Ｖａ）を
算出する。そして、算出された周波数毎の上記生体電気
インピーダンスに基づいて、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５に示されるような
インピーダンス軌跡Ｄを求め、インピーダンス軌跡か
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の円弧がＸ軸と交わる点のＸ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。

【００２４】次に、ＣＰＵ１０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８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、処理プログラムの中に組み込まれてある
体内水分量推定式を駆使して、被験者の体Ｂの細胞内液
と細胞外液の各量を算出する。そして、算出された細胞
内液と細胞外液の各量を、表示器９に画面表示されたト
レンドグラフ（この例では、透析開始からの経過時間を
横軸とし、細胞内液と細胞外液の各量を縦軸とする折れ
線グラフ）上に表示する（図７）。

【００２５】次に、ＣＰＵ１０は、ステップ３に進み、
全測定時間Ｔ（図４）が経過したか否かを判断する。こ
の判断において、全測定時間Ｔ（この例では、７時間）
が経過したとの結論が得られれば、以後の測定処理（ス
テップＳ１〜Ｓ４）を終了するが、いま、最初の測定が
終了したばかりなので、全測定時間Ｔがいまだ経過して
いないと判断され、ステップＳ４へ進んで、測定間隔に
相当する時間ｔ（同図）が経過するのを待つ。なお、こ
の待ち時間の間も、表示器９のトレンドグラフ画面は、
表示されている。そして、測定間隔に相当する時間ｔ
（この例では、３０分）が経過すると、再び、ステップ
Ｓ１に戻って、２回目の測定を開始する。そして、上述
の処理を、全測定時間Ｔが経過するまで、すなわち、透
析終了時まで繰り返す。

【００２６】このように、この例の構成によれば、測定
は、予め設定された測定期間中、所定の時間間隔で自動
的に繰り返し行われるので、操作者の負担を著しく軽減
できる。また、表示器９に表示されたトレンドグラフ画
面を見れば、例えば透析時の細胞内液、細胞外液の状態
が、透析の進行と共に、どのように変化したかが一目で
判る。例えば、図７の図示例では、透析の進行と共に、
細胞外液が減少し、細胞内液が増加していく様子が良く
判る。したがって、透析の状況を簡単にモニターするこ
とができ、透析の回数や時間を減少させることの手助け
となる。また、最小二乗法によるカーブフィッティング
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。それゆ
え、従来よりの一段と良好な測定再現性及び測定精度を
実現できる。

【００２７】以上、この発明の実施例を図面により詳述
してきたが、具体的な構成はこの実施例に限られるもの
ではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計の変
更等があってもこの発明に含まれる。例えば、測定部位
（表面電極の貼り付けられる部位）は、手足間に限定さ
ない。プローブ電流の周波数範囲は、１ｋＨｚ〜４００
ｋＨｚに限定されない。また、生体電気インピーダンス
を算出する代わりに、生体電気アドミッタンスを算出す
るようにしても良く、これに伴い、インピーダンス軌跡
を算出する代わりに、アドミッタンス軌跡を算出するよ
うにしても良い。また、上述の実施例においては、人体
特徴項目として、被験者の身長、体重、性別及び年齢等
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良く、あるいは、人種の項目を
付加しても良い。また、出力装置として、プリンタを付
設しても良い。

【００２８】また、上述の実施例では、最小二乗法によ
るカーブフィッティングの手法を用いて、周波数０時及
び周波数無限大時の生体電気インピーダンスを求めるよ
うにした場合について述べたが、浮遊容量や外来ノイズ
の影響を他の手段により回避できる場合には、５ｋＨｚ
以下の所定の低周波と、２００ｋＨｚ〜６００ｋＨｚの
範囲にある所定の高周波とが時間的に切り替わる２周波
のプローブ電流を生成する測定信号発生器を用いると共
に、各測定時刻における被験者の低周波時の生体電気イ
ンピーダンスを被験者の周波数０時の生体電気インピー
ダンスとみなし、被験者の高周波時の生体電気インピー
ダンスを周波数無限大時の生体電気インピーダンスとみ
なして、細胞内液及び細胞外液の各量や、体内水分量の
推計処理を行うことも可能である。

【００２９】また、上述の実施例では、細胞内液と細胞
外液の各量を折れ線グラフ表示する場合（図７）につい
て示したが、図８に示すように、全体の体内水分量を示
すと共に、細胞内液と細胞外液の比率が判るように、棒
グラフ表示することも可能である。また、図１０に示す
ように、測定開始時の細胞内液及び細胞外液の量をそれ
ぞれ１とし、その後の変化の割合を％表示するようにし
ても良い。

【００３０】

【発明の効果】以上説明したように、この発明の生体電
気インピーダンス測定装置によれば、測定は、予め設定
された測定期間中、所定の時間間隔で自動的に繰り返し
行われるので、操作者の負担を著しく軽減できる。ま
た、表示手段に表示されたトレンドグラフ画面を見れ
ば、例えば透析時の細胞内液、細胞外液の状態が、透析
の進行と共に、どのように変化したかが一目で判る。し
たがって、透析の状況を簡単にモニターすることがで
き、透析の回数や時間を減少させることの手助けとな
る。また、透析後の細胞内液、細胞外液の状態が、時間
の経過と共に、どのように変化したかも一目で判るの
で、透析実施時刻を適切に知る上でも役に立つ。この他
にも、細胞外液が異常に増加して体がむくむ病気であり
浮腫の診断等、様々な医療の現場で応用できる。

【００３１】また、この発明の別の構成では、最小二乗
法によるカーブフィッ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。それゆえ、従来よりの一段と良好
な測定再現性及び測定精度を実現できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施例である生体電気インピーダ
ンス測定装置の電気的構成を示すブロック図である。

【図２】同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。

【図３】同生体電気インピーダンス測定装置の動作を説
明するためのフローチャートである。

【図４】同生体電気インピーダンス測定装置の動作を説
明するためのタイミングチャートである。

【図５】人体のインピーダンス軌跡を示す図である。

【図６】人体の組織内細胞の実際に近い電気的等価回路
図である。

【図７】同生体電気インピーダンス測定装置を構成する
表示器に画面表示されたトレンドグラフである。

【図８】同実施例の変形例に係るトレンドグラフであ
る。

【図９】同実施例のさらに別の変形例に係るトレンドグ
ラフである。

【図１０】従来技術を説明するための図であり、人体の
細胞組織中を低周波の電流及び高周波の電流が流れる様
子を説明するための図である。

【図１１】従来技術を説明するための図であり、組織内
細胞の単純化された電気的等価回路図である。

【符号の説明】

４生体電気インピーダンス測定装置５信号出力回路（プローブ電流供給手段）５２測定信号発生器（プローブ電流供給手段の一
部）５３出力バッファ（プローブ電流供給手段の一
部）６電流検出回路（電流測定手段）６１Ｉ／Ｖ変換器（電流測定手段の一部）６２ローパスフィルタ（電流測定手段の一部）６３サンプルホールド回路（電流測定手段の一
部）６４Ａ／Ｄ変換器（電流測定手段の一部）７電圧検出回路（電圧測定手段の一部）７１差動増幅器（電圧測定手段の一部）７２ローパスフィルタ（電圧測定手段の一部）７３サンプルホールド回路（電圧測定手段の一
部）７４Ａ／Ｄ変換器８キーボード（人体特徴データ入力手段、測定期
間・測定間隔設定手段）９表示器（表示手段）１０ＣＰＵ（インピーダンス算出手段、抵抗値算
出手段、体内水分量推計手段）１１ＲＯＭ１２ＲＡＭ（記憶手段）Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐ表面電極（電極）Ｂ被験者の体Ｈ被験者の手甲部（被験者の体の表面部位）Ｌ被験者の足甲部（被験者の体の表面部位）Ｉａ測定信号（マルチ周波のプローブ電流）Ｖｂ被験者の手足間の電圧（マルチ周波の電圧
値）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被験者の身長データ及び体重データを少
なくとも含む被験者の人体特徴データを入力するための
人体特徴データ入力手段と、予め設定された測定期間中、所定の低周波から所定の高
周波までの周波数幅の範囲で周波数が時間変化するマル
チ周波のプローブ電流を所定の時間間隔で間欠的に生成
し、生成されたマルチ周波のプローブ電流を被験者の体
の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に着
けた二つの電極を介して被験者の体に供給するためのプ
ローブ電流供給手段と、前記所定の時間間隔で、前記被験者の体に供給されたマ
ルチ周波の前記プローブ電流の電流値を測定するための
電流測定手段と、該電流測定手段の測定動作に同期して、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着けた
別の二つの電極を介して被験者の体の所定の表面部位間
に生じるマルチ周波の電圧値を測定するための電圧測定
手段と、前記電流測定手段及び前記電圧測定手段によってそれぞ
れ測定されたマルチ周波の電流値及び電圧値を一時記憶
するための記憶手段と、前記所定の時間間隔で、前記電流測定手段及び電圧測定
手段によってマルチ周波の電流値及び電圧値が測定され
る度に、前記記憶手段に一時記憶された当該電流値及び
電圧値を読み出して、各測定時刻における被験者の周波
数毎の生体電気インピーダンスを算出し、算出された周
波数毎の前記生体電気インピーダンスに基づいて、最小
二乗法の演算手法を駆使して、インピーダンス軌跡を求
め、得られたインピーダンス軌跡から、各測定時刻にお
ける被験者の周波数０時の生体電気インピーダンスと周
波数無限大時の生体電気インピーダンスとを算出するイ
ンピーダンス算出手段と、該インピーダンス算出手段によって算出された各測定時
刻における被験者の周波数０時の生体電気インピーダン
スと周波数無限大時の生体電気インピーダンスとに基づ
いて、各測定時刻における被験者の細胞内液抵抗と細胞
外液抵抗とを算出する抵抗値算出手段と、該抵抗値算出手段の算出結果と、前記人体特徴データ入
力手段によって入力された被験者の人体特徴データとに
基づいて、各測定時刻における被験者の細胞内液、細胞
外液及びこれらの総和たる体内水分の状態のうち、少な
くとも一の状態を推計する体内水分量推計手段と、該体内水分量推計手段によって推計された各測定時刻に
おける被験者の細胞内液、細胞外液及びこれらの総和た
る体内水分の状態のうち、少なくとも一の状態を時間の
経過に合わせてトレンドグラフで表示する表示手段とを
備えてなることを特徴とする生体電気インピーダンス測
定装置。
【請求項２】被験者の身長データ及び体重データを少
なくとも含む被験者の人体特徴データを入力するための
人体特徴データ入力手段と、予め設定された測定期間中、５ｋＨｚ以下の所定の低周
波と、２００ｋＨｚ〜６００ｋＨｚの範囲にある所定の
高周波とが時間的に切り替わる２周波のプローブ電流を
所定の時間間隔で間欠的に生成し、生成されたマルチ周
波のプローブ電流を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着けた二つの電極を介して
被験者の体に供給するためのプローブ電流供給手段と、前記所定の時間間隔で、前記被験者の体に供給された２
周波の前記プローブ電流の電流値を測定するための電流
測定手段と、該電流測定手段の測定動作に同期して、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着けた
別の二つの電極を介して被験者の体の所定の表面部位間
に生じる２周波の電圧値を測定するための電圧測定手段
と、前記電流測定手段及び前記電圧測定手段によってそれぞ
れ測定された２周波の電流値及び電圧値を一時記憶する
ための記憶手段と、前記所定の時間間隔で、前記電流測定手段及び電圧測定
手段によって２周波の電流値及び電圧値が測定される度
に、前記記憶手段に一時記憶された当該電流値及び電圧
値を読み出して、各測定時刻における被験者の低周波時
の生体電気インピーダンスを被験者の周波数０時の生体
電気インピーダンスとして算出すると共に、被験者の高
周波時の生体電気インピーダンスを周波数無限大時の生
体電気インピーダンスとして算出するインピーダンス算
出手段と、該インピーダンス算出手段によって算出された各測定時
刻における被験者の周波数０時の生体電気インピーダン
スと周波数無限大時の生体電気インピーダンスとに基づ
いて、各測定時刻における被験者の細胞内液抵抗と細胞
外液抵抗とを算出する抵抗値算出手段と、該抵抗値算出手段の算出結果と、前記人体特徴データ入
力手段によって入力された被験者の人体特徴データとに
基づいて、各測定時刻における被験者の細胞内液、細胞
外液及びこれらの総和たる体内水分の状態のうち、少な
くとも一の状態を推計する体内水分量推計手段と、該体内水分量推計手段によって推計された各測定時刻に
おける被験者の細胞内液、細胞外液及びこれらの総和た
る体内水分の状態のうち、少なくとも一の状態を時間の
経過に合わせてトレンドグラフで表示する表示手段とを
備えてなることを特徴とする生体電気インピーダンス測
定装置。
【請求項３】前記測定期間及び該測定期間内における
測定間隔である前記所定の時間間隔を操作者が予め任意
に設定できる測定期間・測定間隔設定手段が付加されて
なることを特徴とする請求項１又は２記載の生体電気イ
ンピーダンス測定装。