JPH1014898A

JPH1014898A - 生体電気インピーダンス測定装置

Info

Publication number: JPH1014898A
Application number: JP8171204A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井; Yasuyuki Kubota; 康之久保田; Masashi Kuriwaki; 真史栗脇
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 1996-07-01
Filing date: 1996-07-01
Publication date: 1998-01-20
Anticipated expiration: 2016-07-01
Also published as: JP3636826B2

Abstract

(57)【要約】【課題】簡単な構成ながら正確安全に生体電気インピ
ーダンスを測定する。【解決手段】開示される装置１００は、測定処理部２
と、ＣＰＵ３と、表示部４とからなる。上記測定処理部
２は、被験者の体ＢにＭ系列符号信号からなるプローブ
電流Ｉａを流す測定信号発生器７２と、被験者の体Ｂを
流れるプローブ電流Ｉａを検出するＩ／Ｖ変換器９１，
ＬＰＦ９２，Ａ／Ｄ変換器９３と、被験者の体Ｂの手足
間の電圧Ｖｐを検出する差動増幅器８１，ＬＰＦ８２，
Ａ／Ｄ変換器８３と、Ａ／Ｄ変換器８３，９３によって
デジタル化された電圧を記憶するサンプリングメモリ８
４，９４とからなる。ＣＰＵ３は、サンプリングメモリ
８４，９４に記憶されたデジタル電圧をフーリエ変換処
理により、周波数毎の電圧値に変換し、変換結果に基づ
いて生体の部位間の生体電気インピーダンス等を算出す
る。表示部４は、生体電気インピーダンス等を表示す
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、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】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、体脂肪量等
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）。

【０００３】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。

【０００４】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。

【０００５】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つの電気的特性値である。この臨
界周波数ｆCを超えると、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。

【０００６】図１１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、Ｃｍは細胞膜容
量を表し、Ｒｉ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）に等しい。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Ｒ
ｅ，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。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、上記公報記
載の従来装置においては、装置構成が複雑であることの
他、任意に選択された複数の周波数の微小正弦波電流を
所定間隔毎に生体に投入し、得られた信号を処理してい
るため、全ての測定が終了するのに数秒かかってしま
う。したがって、以下に示す理由により、呼吸や脈等の
影響を受けやすい、という欠点があった。

【０００８】まず、呼吸の影響について説明する。上述したように、脂肪の抵抗率は著しく大きいことが
知られているが、空気の電気インピーダンスも著しく大
きい。生体電気インピーダンスは、上述したように、人体の
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
により測定されるが、電極は、通常、被験者の右手と右
足にそれぞれ取り付けられるため、電流が右腕→右上半
身→右下半身→右足と流れ、空気が多く含まれている右
上半身（右肺）を通過している。生体電気インピーダンスは細胞膜容量Ｃｍ（図１１参
照）の影響を受けるが、この容量Ｃｍが呼吸によって変
化する。

【０００９】また、生体電気インピーダンスは、血行動
態や代謝能等と関係しており、血流量との間にも密接な
関係がある。すなわち、身体の血流量は、体内水分量の
一部であり、心臓の拡張、収縮に応じて変化する。一
方、生体電気インピーダンスは、身体の水分量に応じて
変化する。したがって、心臓の拡張、収縮に応じて変化
する血流量を考慮して、生体電気インピーダンスを測定
しなければならない。しかしながら、上述した生体電気
インピーダンス測定装置では、生体電気インピーダンス
と血流量との間に密接な関係があるにもかかわらず、血
流量を考慮して測定していないため、脈の影響を受けて
いる。

【００１０】そこで、脈や呼吸の影響を低減するため
に、脈や呼吸の周期よりも長い間連続して生体電気イン
ピーダンスを測定することが考えられるが、たとえ微小
電流（例えば、３００μＡ）とはいえ、長時間（例え
ば、１ｓｅｃ以上）連続して人体に電流を流した場合、
人体に悪影響を及ぼす恐れがある。つまり、正弦波信号
を用いた場合には、正確な生体電気インピーダンスや体
脂肪量、体内水分量を測定できないという問題があっ
た。

【００１１】以上の問題を解決するためには、脈や呼吸
の影響を受けないような非常に短かい時間で生体電気イ
ンピーダンスを測定する必要があるが、このために、正
弦波の微小電流の代わりに多くの周波数成分を含んだイ
ンパルス状の微小電流を用いることが考えられる。しか
しながら、この方法では、極短時間（例えば、０．１μ
ｓｅｃ程度）に電気エネルギーを集中させるため、高電
圧を発生する回路が必要になるばかりか、たとえ極短時
間であっても非常に大きなエネルギーが人体に投入され
るので、やけど等の損傷ないし場合によっては生命の危
険が生じてしまうため、実用的ではない。

【００１２】この発明は、上述の事情に鑑みてなされた
もので、簡単な構成ながら一段と安全正確に生体電気イ
ンピーダンスを測定でき、体脂肪や体水分分布の状態の
測定に用いて好適な生体電気インピーダンス測定装置を
提供することを目的としている。

【００１３】

【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、長さが（２ⁿ−１）ビット（ｎは正の整
数）の最長線形符号信号を生成し、生成した最長線形符
号信号を測定信号と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付けた第１及び第２の
電極を介して被験者の体に投入するための測定信号供給
手段と、上記被験者の体に投入された上記測定信号の電
流値を測定するための電流測定手段と、上記被験者の体
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
けた第３及び第４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
れぞれ測定された電流値及び電圧値を上記測定信号の少
なくとも１周期毎に一時記憶するための記憶手段と、該
記憶手段に上記測定信号の少なくとも１周期毎に記憶さ
れた電流値及び電圧値をフーリエ変換処理により、周波
数毎の電流値及び電圧値に変換し、周波数毎に、上記生
体の上記部位間の生体電気インピーダンスを算出し、得
られた上記周波数毎の生体電気インピーダンスから求め
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手段と、該演算手段
によって算出された結果を出力する出力手段とを備えて
なることを特徴としている。

【００１４】また、請求項２記載の発明は、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であっ
て、上記測定信号供給手段は、所定周期のクロックに応
じて入力信号をシフトするｎ個（ｎは正の整数）のシフ
トレジスタと、複数個の論理回路とから構成され、各論
理回路は、上記ｎ個のシフトレジスタの少なくとも１つ
の出力信号又は他の論理回路の出力信号のうちのいずれ
か２つの論理和結果をいずれかのシフトレジスタへ入力
することにより、長さが（２ⁿ−１）ビットの最長線形
符号信号を生成し、生成した最長線形符号信号を測定信
号として被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面
部位に導電可能に付けた第１及び第２の電極を介して被
験者の体に投入することを特徴としている。

【００１５】また、請求項３記載の発明は、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であっ
て、前記測定信号供給手段では、長さが（２ⁿ−１）ビ
ット（ｎは正の整数）の最長線形符号信号はソフトウェ
アにより生成されることを特徴としている。

【００１６】また、請求項４記載の発明は、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であっ
て、前記測定信号供給手段では、前記ｎ個（ｎは正の整
数）のシフトレジスタと、前記複数個の論理回路とがソ
フトウェアにて構成されていることを特徴としている。

【００１７】また、請求項５記載の発明は、請求項１，
２，３又は４記載の発明に係る生体電気インピーダンス
測定装置であって、上記測定信号供給手段は、その周期
が上記最長線形符号信号の周期の２^p倍（ｐは正の整
数）であり、そのデューティが５０パーセントである矩
形波信号によって上記最長線形符号信号を変調して得ら
れた信号を上記測定信号として上記被験者の体に投入
し、上記演算手段は、上記記憶手段に上記測定信号の少
なくとも１周期毎に記憶された電流値及び電圧値を高速
フーリエ変換処理により、周波数毎の電流値及び電圧値
に変換することを特徴としている。

【００１８】また、請求項６記載の発明は、請求項１，
２，３，４又は５記載の発明に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置であって、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を備え、上記演算手段
は、周波数毎の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、被験者の周波
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
算出し、算出された周波数０時及び周波数無限大時の生
体電気インピーダンスに基づいて、被験者の細胞内液抵
抗及び細胞外液抵抗を算出し、細胞内液抵抗及び細胞外
液抵抗と、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、被験者の細
胞内液量、細胞外液量及びこれらの総和たる体液量のう
ち、少なくとも一を推計することを特徴としている。

【００１９】また、請求項７記載の発明は、請求項１，
２，３，４又は５記載の発明に係る生体電気インピーダ
ンス測定装置であって、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を備え、上記演算手段
は、上記周波数毎の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、被験者
の周波数０時及び周波数無限大時の生体電気インピーダ
ンスを算出し、算出された周波数０時及び周波数無限大
時の生体電気インピーダンスに基づいて、被験者の細胞
内液抵抗及び細胞外液抵抗を算出し、上記細胞内液抵抗
及び細胞外液抵抗と、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、
被験者の体脂肪率、脂肪重量及び除脂肪体重のうち、少
なくとも一を推計することを特徴としている。

【００２０】また、請求項８記載の発明は、請求項１，
２，３，４，５又は６記載の発明に係る生体電気インピ
ーダンス測定装置であって、上記第１ないし第４の電極
は、それぞれ対応する回路と同軸ケーブルで接続され、
少なくとも第３及び第４の電極に接続される同軸ケーブ
ルのシールド部は、上記第３の電極の電位と上記第４の
電極の電位との中間の電位に保持されることを特徴とし
ている。

【００２１】

【作用】この発明の構成では、測定信号として、多くの
周波数成分を含むにもかかわらず、瞬時ではあるが被験
者にとっては危険がない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
て略フラットである最長線形符号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Ｓ／Ｎの良
い計測が可能となる。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。

【００２２】また、この発明の別の構成では、矩形波信
号によって最長線形符号信号を変調して得られた信号を
測定信号として用いると共に、測定結果である電流値及
び電圧値を高速フーリエ変換処理により、周波数毎の電
流値及び電圧値に変換しているので、演算時間を大幅に
短縮することができる。

【００２３】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、従来より一段と良好な測定再現性及び測定精
度を実現できる。

【００２４】さらに、この発明の別の構成では、第１な
いし第４の電極をそれぞれ対応する回路と同軸ケーブル
で接続すると共に、少なくとも第３及び第４の電極に接
続される同軸ケーブルのシールド部を第３の電極の電位
と第４の電極の電位との中間の電位に保持したので、同
軸ケーブルのシールド部とグランドとの間に出現する容
量による測定信号の交流分の電圧降下を減少させること
ができ、これによってもＳ／Ｎの良好な測定精度を実現
できる。

【００２５】

【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。 ◇第１実施例図１は、この発明の第１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、また、
図２は、同装置の使用状態を模式的に示す模式図であ
る。この例の生体電気インピーダンス測定装置１００
は、図１及び図２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ＲＯＭ５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ＲＡＭ６とから概略構成されている。

【００２６】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、図示せぬキ
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。

【００２７】また、上記測定処理部２は、ＰＩＯ（パレ
ラル・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、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。

【００２８】測定処理部２において、測定信号発生器７
１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 li
near 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ＬＰＦ７
３及び被験者の体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良い。
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。

【００２９】表面電極Ｈｃは、図２に示すように、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。なお、カ
ップリングコンデンサ７４と表面電極Ｈｃとの間は、図
示せぬ同軸ケーブルで接続されており、同軸ケーブルの
シールド部は接地されている。

【００３０】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系列信号発生器は、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
タの入力へ帰還する論理回路（排他的論理和回路）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系列信号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、この実施例では、測定信号発生器７１として、シフ
トレジスタが８段（ｎ＝８）のＭ系列信号発生器を用い
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。

【００３１】「発明が解決しようとする課題」の欄で説
明したように、インパルス信号を用いた場合には少ない
時間間隔（０．１μｓｅｃ程度）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、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、Ｓ／Ｎ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、Ｓ／Ｎ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。

【００３２】次に、入力処理回路について説明する。図
２に示すように、表面電極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。図１に示すカップリングコンデンサ
８０ａ，８０ｂと表面電極Ｈｐ，Ｌｐとの間は、図３に
示すように、それぞれ同軸ケーブルＣ１，Ｃ２で接続さ
れると共に、同軸ケーブルＣ１，Ｃ２のシールド部は、
シールドドライブ回路８５によって表面電極Ｈｐの電位
と表面電極Ｌｐの電位の中間の電位に保持されている。
シールドドライブ回路８５は、電圧フォロア８６と、基
準抵抗Ｒ０，Ｒ０とから構成されている。基準抵抗Ｒ
０，Ｒ０は縦続接続され、一端がカップリングコンデン
サ８０ａの一端と同軸ケーブルＣ１との接続点に、他端
がカップリングコンデンサ８０ｂの一端と同軸ケーブル
Ｃ２との接続点に接続され、両基準抵抗Ｒ０，Ｒ０の接
続点は電圧フォロア８６の入力端に接続されている。電
圧フォロア８６の出力端は、２本の同軸ケーブルＣ１，
Ｃ２のシールド部に接続されている。

【００３３】ここで、図４を参照して、シールドドライ
ブ回路８５を用いる理由について説明する。表面電極Ｈ
ｐ，Ｌｐは、シールドドライブ回路８５も同軸ケーブル
Ｃ１，Ｃ２も用いず、通常のケーブルを介してカップリ
ングコンデンサ８０ａ，８０ｂと接続した場合には、非
常にインピーダンスが高い状態だが、同軸ケーブルＣ
１，Ｃ２を用いてシールド部を接地すると、図４（ａ）
に示すように、それぞれケーブルとグランドとの間に容
量ＣHが出現する。表面電極Ｌｐの電位は、同軸ケーブ
ルＣ２を用いてシールド部を接地することにより、略０
Ｖとなるが、表面電極Ｈｐの電位は高いため、実質的に
は、図４（ｂ）に示すように、表面電極Ｈｐ，Ｌｐ間に
容量ＣHが介挿された状態となり、測定時に容量ＣHを介
して測定電流の交流成分がグランドに流れ、表面電極Ｈ
ｐ，Ｌｐ間で電圧降下が生じてしまう。そこで、図３及
び図４（ｃ）に示すように、シールドドライブ回路８５
により、同軸ケーブルＣ１，Ｃ２のシールド部の電位Ｖ
HPを表面電極Ｈｐの電位ＶLPと表面電極Ｌｐの電位の中
間の電位｛（ＶHP−ＶLP）／２｝に保持すると、表面電
極Ｈｐ，Ｌｐ間に容量ＣHが直列接続された状態とな
り、結果的に、図４（ｄ）に示すように、表面電極Ｈ
ｐ，Ｌｐ間には容量ＣH／２が接続されたことと同じに
なるから、表面電極Ｈｐ，Ｌｐ間における電圧降下も図
４（ｂ）の場合に比べて半分になる。

【００３４】このように構成すれば、ロスなく表面電極
Ｈｐ，Ｌｐ間の電圧を測定でき、Ｓ／Ｎが良好な測定が
可能となる。なお、同軸ケーブルＣ１，Ｃ２を用いてシ
ールド部を接地することにより、表面電極Ｈｐとグラン
ドに出現する容量と、表面電極Ｌｐとグランドに出現す
る容量とは実際にはその値が若干異なるが、説明を簡単
にするため同一の値としている。また、以上説明した現
象は、表面電極Ｈｃ，Ｌｃについても生じ得るが、表面
電極Ｈｃ，Ｌｃはインピーダンスが低いので、その影響
が少なく、同軸ケーブルのシールド部は、接地しても良
いし、シールドドライブ回路８５でドライブしても良
い。

【００３５】次に、図１に示す差動増幅器８１は、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
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。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。ＬＰＦ８
２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。

【００３６】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とカップリングコンデンサ９０（図
１参照）との間は、図示せぬ同軸ケーブルで接続されて
おり、同軸ケーブルのシールド部は接地されている。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。

【００３７】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。

【００３８】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ５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，Ｖ
ｃ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。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。

【００３９】「従来の技術」の欄では、人体の細胞内細
胞を単純な電気的等価回路（図１１参照）で表したが、
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、図
６に示すように、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（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、この実施例では、実際に近い電気的等価回路（図６
参照）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。

【００４０】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の細胞内液、細胞外液、
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。

【００４１】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貼り付ける）。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。

【００４２】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。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ＬＰ
Ｆ７３、カップリングコンデンサ７４、図示せぬ同軸ケ
ーブルを介して、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、５００〜８０
０μＡ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。

【００４３】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、電極Ｈ
ｐ，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、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。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。

【００４４】ＣＰＵ３は、プローブ電流（測定信号）Ｉ
ａ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。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
イングを行い、図５に示されるようなインピーダンス軌
跡Ｄを求め、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。

【００４５】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の細胞内
液、細胞外液、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ＲＡＭ６に記憶すると共に、表示部４に表示す
る。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。

【００４６】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Ｓ／Ｎの良い計測が可能であ
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。
また、最小二乗法によるカーブフィッテイングの手法を
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。

【００４７】さらに、表面電極Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌｃ
と回路素子７３，８１，９１との間に、カップリングコ
ンデンサ７４，８０ａ，８０ｂ，９０を介挿したので、
生体に流れ込んだり、生体中に流れている電流の直流分
をカットでき、生体にとっても装置にとっても安全であ
る。また、表面電極Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌｃと回路素子
７３，８１，９１との間に、同軸ケーブルを介挿すると
共に、少なくとも表面電極Ｈｐ，Ｌｐに接続される同軸
ケーブルＣのシールド部をシールドドライブ回路８５
（図３参照）によって表面電極Ｈｐの電位ＶHPと表面電
極Ｌｐの電位ＶLPの中間の電位に保持したので、同軸ケ
ーブルのシールド部とグランドとの間に出現する容量に
よる測定信号の交流分の電圧降下を減少させることがで
き、これによってもＳ／Ｎの良好なプローブ電流Ｉａが
検出できる。

【００４８】さらに、測定信号発生器７１の出力抵抗を
発生する信号周波数のすべての領域にわたって１０ｋΩ
以上とすると共に、ＬＰＦ７３と表面電極Ｈｃとの間に
カップリングコンデンサ７４を介挿したので、表面電極
Ｈｃを実質的に定電流源とみなすことができ、生体電気
インピーダンス（１ｋΩ程度）によってプローブ電流Ｉ
ａの電流値が変化することがなく、生体に流れる電流の
最大値が決まり、生体にとって安全である。したがっ
て、被験者の体脂肪の状態や体内水分分布を一段と正確
にかつ安全に推計できる。

【００４９】◇第２実施例次に、第２実施例について説明する。この第２実施例
は、上記した第１実施例の構成のうち、図１に示す測定
信号発生器７２の構成のみが異なる。すなわち、第１実
施例では、測定信号発生器７２は、（２ⁿ−１）ビット
の長さのＭ系列信号を生成して、それをプローブ電流Ｉ
ａとして出力したが、この第２実施例では、このＭ系列
信号を矩形波信号によって変調し、その変調後の信号を
プローブ電流Ｉａとして出力する。図７は、排他的論理
和回路からなる変調器７２ａであり、Ｍ系列信号ＳM1を
変調信号ＳM2で変調する。Ｍ系列信号ＳM1の長さは、第
１実施例と同様、（２ⁿ−１）ビットであり、一方、変
調信号ＳM2は、デューティ５０％の矩形波信号であっ
て、その周期は、Ｍ系列信号ＳM1の周期（２ⁿ−１）の
２^p倍である（ｐは正の整数）。Ｍ系列信号ＳM1と変調
信号ＳM2のタイミングチャートの一例を図８に示す。こ
の図の例では、ｎ＝８、ｐ＝２である。すなわち、Ｍ系
列信号ＳM1の周期は、Ｍ系列信号発生器を構成するシフ
トレジスタのシフトクロックの周波数を第１実施例と同
様、２ＭＨｚとすると、｛（２ ⁸−１）／（２×１
０⁶）｝＝２５５／（２×１０⁶）＝１２７．５μｓｅ
ｃ、変調信号ＳM2の周期は、１２７．５μｓｅｃの２²
倍で５１０μｓｅｃとなる。

【００５０】Ｍ系列信号ＳM1及び変調信号ＳM2を周波数
軸上で表すと、それぞれ図９（ａ）及び（ｂ）に示すよ
うになる。これらの図において、ｆは上記変調信号ＳM2
の基本周波数であり、１／（５１０×１０^-6）＝１．９
６ｋＨｚである。したがって、図９（ａ）に示すスペク
トラムの周波数０，２^pｆ，２×２^pｆ，３×２^pｆ，・
・・は、それぞれ０ｋＨｚ，約７．８４ｋＨｚ，約１
５．７ｋＨｚ，約２３．５ｋＨｚ，・・・となる。ま
た、図９（ｂ）において、ｆは、スペクトラムの周波数
間隔（一般的に、上記基本周波数に等しい）、（ｍ₁×
ｍ₂×……×ｍ_k）は、Ｍ系列信号ＳM1の周期（２ⁿ−
１）を約数の積で表したものであり、この例では、ｎ＝
８、ｋ＝３、ｍ₁＝３、ｍ₂＝５、ｍ₃＝１７、すなわ
ち、（２⁸−１）＝３×５×１７＝２５５である。よっ
て、スペクトラムの周波数間隔ｆは、１．９６×１０³
／２５５＝７．６９Ｈｚである。このスペクトラムの周
波数間隔をＷで表す。このようなＭ系列信号ＳM1及び変
調信号ＳM2を図７に示す変調器７２ａに入力すると、周
波数軸上における畳み込み積分となるので、変調後の信
号のスペクトラムは、図９（ｃ）のようになる。この図
において、矢印で示したスペクトラムの周波数は、各ス
ペクトラムの中心周波数に対して、Ｗだけ高い値であ
り、この部分にエネルギーが集中していることがわか
る。つまり、各スペクトラムの中心周波数０×２^pｆ，
１×２^pｆ，２×２^pｆ，・・・に対して、Ｗ、すなわ
ち、０×２^pｆ＋ｆ，１×２^pｆ＋ｆ，２×２^pｆ＋ｆ，
・・・、一般化すれば、ｑ×２^pｆ＋ｆ（ｑ＝０，１，
２，・・・）に該当する周波数（ｑ×２^p＋１）ｆにエ
ネルギーが集中している。

【００５１】したがって、上記した周波数特性を有する
変調後の信号を測定信号として被験者の体Ｂに投入し、
得られた信号のうち、上記エネルギーが集中している周
波数（ｑ×２^p＋１）ｆのみを選択して高速フーリエ変
換処理を施すことにより、計算回数が、すべてのスペク
トラムについて高速フーリエ変換処理を施す場合の計算
回数２^P（２ⁿ−１）（２×Ｐ＋ｍ₁＋ｍ₂＋……＋ｍ_k）
の１／２^Pである（２ⁿ−１）（２×Ｐ＋ｍ₁＋ｍ₂＋……
＋ｍ_k）回となり、計算時間が大幅に短縮できる。

【００５２】次に、この実施例における信号処理のタイ
ミングについて説明する。上記したように、呼吸や脈の
影響をできるだけ少なくして測定精度を上げるため及び
人体への影響を最小限にするために、測定電流を極短時
間被験者の体に流しつつ、複数回データを取り込んでそ
の平均化を行う。この実施例では、２５６回のデータの
取り込み及びその平均化を行うものとし、１回のデータ
取り込み時間は、変調信号Ｓ_M2の１周期分であり、デー
タ取り込み間隔は、変調信号Ｓ_M2の３周期分とする。す
なわち、変調信号Ｓ_M2の１周期は５１０μｓｅｃである
から、１回のデータ取り込み時間も５１０μｓｅｃであ
り、データ取り込み間隔は、５１０μｓｅｃ×３＝１５
３０μｓｅｃ、全測定時間は、（５１０＋１５３０）μ
ｓｅｃ×２５６≒０．５２２ｓｅｃとなる。したがっ
て、測定電流を被験者の体に連続的に流している時間は
約０．５ｓｅｃであり、呼吸や脈の影響をできるだけ少
なくして測定精度を上げることができると共に、人体へ
の影響を最小限にすることができる。

【００５３】以上説明した第１及び第２実施例の構成に
よれば、従来に比べて測定精度を上げることができる
が、その測定精度を維持するために、以下に示す方法に
より定期的に校正を行う。すなわち、図１０に示すよう
に、インピーダンス値が既知の２つの基準インピーダン
ス素子Ｚ₁，Ｚ₂に生体電気インピーダンス測定装置１０
０の表面電極Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐを交互に接続した
後、上記第１及び第２実施例と同様の測定手順でインピ
ーダンスを測定し、上記既知のインピーダンス値Ｚ₁，
Ｚ₂及び測定によって得られたインピーダンス値Ｚ'₁，
Ｚ'₂とに基づいて校正を行う。インピーダンス素子２０
０としては、理想的には、温度特性がフラットでそのイ
ンピーダンス値及びその周波数特性が人体の生体電気イ
ンピーダンスと等しいものを用いる必要があるが、実際
には、例えば、温度特性の良い精度１％の酸化被膜抵抗
素子（抵抗値；２００Ω、５００Ω）を用いる。

【００５４】以上、この発明の実施例を図面を参照して
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、
算出する生体電気パラメータは、生体電気インピーダン
ス、インピーダンス軌跡、細胞外液抵抗及び細胞内液抵
抗に限らず、生体電気アドミッタンス、アドミッタンス
軌跡、上記生体電気インピーダンス又は生体電気アドミ
ッタンス、細胞外液抵抗及び細胞内液抵抗等の時間的変
化量並びにこれらの一部であっても良く、このようにす
れば、体脂肪率等の測定だけでなく、各種医療測定（例
えば、透析の状態測定）への適用が期待できる。また、
電極の取付箇所は、手や足に限定されない。

【００５５】また、Ｍ系列信号発生器を構成するシフト
レジスタや論理回路は、ハードウェア構成であると、ソ
フトウェア構成であるとを問わない。

【００５６】また、上述の実施例では、ＬＰＦ８２及び
Ａ／Ｄ変換器８３と、ＬＰＦ９２及びＡ／Ｄ変換器９３
とを用いた例を示したが、これらに代えて、縦続接続さ
れた１組のＬＰＦ及びＡ／Ｄ変換器又は１個のＡ／Ｄ変
換器と、その入力端と出力端とに取り付けられた切換ス
イッチとを設けても良い。これにより、少なくともＡ／
Ｄ変換器を１個にすることができ、構成をさらに簡単に
できる。さらに、上述の実施例では、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、あるいは人種等の項目を付加しても良
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良い。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
も良い。

【００５７】

【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、測定信号として、
多くの周波数成分を含むにもかかわらず、瞬時ではある
が被験者にとっては危険がない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である最長線形符号信号を用いてい
るので、体脂肪量や体内水分量の測定において、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Ｓ／Ｎの良い
計測が可能となる。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。すなわち、簡単な構成で一段と正確かつ
安全に生体電気インピーダンス、体脂肪の状態、体水分
分布を測定できる。

【００５８】また、最小二乗法によるカーブフィッテイ
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。

【００５９】また、この発明の別の構成では、矩形波信
号によって最長線形符号信号を変調して得られた信号を
測定信号として用いると共に、測定結果である電流値及
び電圧値を高速フーリエ変換処理により、周波数毎の電
流値及び電圧値に変換しているので、演算時間を大幅に
短縮することができる。

【００６０】さらに、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、従来より一段と良好な測定再現性及び測
定精度を実現できる。

【００６１】また、この発明の別の構成では、第１ない
し第４の電極をそれぞれ対応する回路と同軸ケーブルで
接続すると共に、少なくとも第３及び第４の電極に接続
される同軸ケーブルのシールド部を第３の電極の電位と
第４の電極の電位との中間の電位に保持したので、同軸
ケーブルのシールド部とグランドとの間に出現する容量
による測定信号の交流分の電圧降下を減少させることが
でき、これによってもＳ／Ｎの良好な測定精度を実現で
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の第１及び第２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】シールドドライブ回路の電気的構成の一例を示
すブロック図である。

【図４】シールドドライブ回路の動作原理を説明するた
めの図である。

【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】変調回路の電気的構成の一例を示すブロック図
である。

【図８】上記変調回路の動作を説明するためのタイミン
グチャートである。

【図９】上記変調回路の動作を説明するためのスペクト
ラム図である。

【図１０】同生体電気インピーダンス測定装置の校正を
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】

１キーボード（人体特徴データ入力手段）３ＣＰＵ（演算手段）４表示部（出力手段）７２測定信号発生器（測定信号供給手段の一部）７２ａ変調器（測定信号供給手段の一部）７３ＬＰＦ（測定信号供給手段の一部）８１差動増幅器（電圧測定手段の一部）８２ＬＰＦ（電圧測定手段の一部）８３Ａ／Ｄ変換器（電圧測定手段の一部）８４，９４サンプリングメモリ（記憶手段）８５シールドドライブ回路９１Ｉ／Ｖ変換器（電流測定手段の一部）９２ＬＰＦ（電流測定手段の一部）１００生体電気インピーダンス測定装置Ｈｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐ表面電極（第１〜第４の
電極）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】長さが（２ⁿ−１）ビット（ｎは正の整
数）の最長線形符号信号を生成し、生成した最長線形符
号信号を測定信号と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付けた第１及び第２の
電極を介して被験者の体に投入するための測定信号供給
手段と、前記被験者の体に投入された前記測定信号の電流値を測
定するための電流測定手段と、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
に導電可能に付けた第３及び第４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電圧測定手段によってそれぞれ測
定された電流値及び電圧値を前記測定信号の少なくとも
１周期毎に一時記憶するための記憶手段と、該記憶手段に前記測定信号の少なくとも１周期毎に記憶
された電流値及び電圧値をフーリエ変換処理により、周
波数毎の電流値及び電圧値に変換し、周波数毎に、前記
生体の前記部位間の生体電気インピーダンスを算出し、
得られた前記周波数毎の生体電気インピーダンスから求
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手段と、該演算手段によって算出された結果を出力する出力手段
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】前記測定信号供給手段は、所定周期のク
ロックに応じて入力信号をシフトするｎ個（ｎは正の整
数）のシフトレジスタと、複数個の論理回路とから構成
され、各論理回路は、前記ｎ個のシフトレジスタの少な
くとも１つの出力信号又は他の論理回路の出力信号のう
ちのいずれか２つの論理和結果をいずれかのシフトレジ
スタへ入力することにより、長さが（２ⁿ−１）ビット
の最長線形符号信号を生成し、生成した最長線形符号信
号を測定信号と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付けた第１及び第２の電極
を介して被験者の体に投入することを特徴とする請求項
１記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項３】前記測定信号供給手段では、長さが（２
ⁿ−１）ビット（ｎは正の整数）の最長線形符号信号は
ソフトウェアにより生成されることを特徴とする請求項
１記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項４】前記測定信号供給手段では、前記ｎ個
（ｎは正の整数）のシフトレジスタと、前記複数個の論
理回路とがソフトウェアにて構成されていることを特徴
とする請求項２記載の生体電気インピーダンス測定装
置。
【請求項５】前記測定信号供給手段は、その周期が前
記最長線形符号信号の周期の２^p倍（ｐは正の整数）で
あり、そのデューティが５０パーセントである矩形波信
号によって前記最長線形符号信号を変調して得られた信
号を前記測定信号として前記被験者の体に投入し、前記演算手段は、前記記憶手段に前記測定信号の少なく
とも１周期毎に記憶された電流値及び電圧値を高速フー
リエ変換処理により、周波数毎の電流値及び電圧値に変
換することを特徴とする請求項１，２，３又は４記載の
生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項６】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を備え、前記演算手段は、前記周波数毎の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、被験者の周波数０時及び周波数無限大時の生体電気
インピーダンスを算出し、算出された周波数０時及び周
波数無限大時の生体電気インピーダンスに基づいて、被
験者の細胞内液抵抗及び細胞外液抵抗を算出し、前記細
胞内液抵抗及び細胞外液抵抗と、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、被験者の細胞内液量、細胞外液量及びこれら
の総和たる体液量のうち、少なくとも一を推計すること
を特徴とする請求項１，２，３，４又は５記載の生体電
気インピーダンス測定装置。
【請求項７】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を備え、前記演算手段は、前記周波数毎の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、被験者の周波数０時及び周波数無限大時の生体電気
インピーダンスを算出し、算出された周波数０時及び周
波数無限大時の生体電気インピーダンスに基づいて、被
験者の細胞内液抵抗及び細胞外液抵抗を算出し、前記細
胞内液抵抗及び細胞外液抵抗と、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、被験者の体脂肪率、脂肪重量及び除脂肪体重
のうち、少なくとも一を推計することを特徴とする請求
項１，２，３，４又は５記載の生体電気インピーダンス
測定装置。
【請求項８】前記第１ないし第４の電極は、それぞれ
対応する回路と同軸ケーブルで接続され、少なくとも第
３及び第４の電極に接続される同軸ケーブルのシールド
部は、前記第３の電極の電位と前記第４の電極の電位と
の中間の電位に保持されることを特徴とする請求項１，
２，，３，４，５又は６記載の生体電気インピーダンス
測定装置。