JP2001245866A

JP2001245866A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2001245866A
Application number: JP2000062117A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Ishii; 徹哉石井; Kazutoshi Yamazaki; 和俊山崎
Original assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Current assignee: Sekisui Chemical Co Ltd
Priority date: 2000-03-07
Filing date: 2000-03-07
Publication date: 2001-09-11

Abstract

(57)【要約】【課題】測定ケーブルの容量に関係なく、正確に生体
電気インピーダンス又はそれに関連する電気特性を測定
することができる電気特性測定装置を提供すること。【解決手段】電位差を測定するための表面電極Ｈｐ，
Ｌｐを保持する導電クリップにインピーダンス変換回路
であるオペアンプ１３ａ，１３ｂが設けられている。し
たがって、測定信号は、人体Ｂに貼り付けられた表面電
極Ｈｐ，Ｌｐからオペアンプ１３ａ，１３ｂを通り、測
定ケーブル１１ｂ，１１ｃを介して測定処理部２の差動
増幅器８１に入力されるように構成されている。

Description

【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、被験者の身体の種々の物理量を測
定する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。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ｆ_L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ｆ_C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ｆ_C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ｆ_H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９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ｆ_L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ｆ_H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Ｃmk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ｆ_H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。

【０００７】以上説明した方法により、細胞内液抵抗Ｒ
ｉ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、被験者の除脂肪体重等を推計でき、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６−５
０６８５４号公報に記載のものが知られている。このよ
うな生体電気インピーダンスを測定する装置において、
従来は複数の電極を保持できる導電クリップと測定装置
本体とを測定ケーブルで電気的に接続し、被験者に粘着
方式により貼り付けられた電極に導電クリップを装着し
て生体電気インピーダンスを測定していた。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、導電ク
リップと測定装置本体とを接続する測定ケーブルには容
量があるので、測定ケーブルに電流を流すと電圧が落ち
てしまい、正確に生体電気インピーダンスを測定するこ
とができない。この傾向は、測定ケーブルが長くなれば
なるほど顕著になる。本発明はかかる点に鑑みてなされ
たものであり、測定ケーブルの長さに関係なく、正確に
生体電気インピーダンス又はそれに関連する電気特性を
測定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。

【０００９】

【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、被験者の体の表面部位に導電可能に付ける電極を
保持する導電クリップを介して、被験者の体に測定信号
を投入し、被験者の体の表面部位間に生じる電圧値を測
定することにより、生体電気インピーダンスを測定する
ものであって、前記導電クリップの少なくとも１つは、
インピーダンス変換回路を備えるものである。また、前
記インピーダンス変換回路は、オペアンプであること
で、簡易な構成で実現することができる。

【００１０】

【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ＲＡＭ
５と、から概略構成されている。

【００１１】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。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、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）９
１、アナログのアンチエリアシングフィルタからなるＬ
ＰＦ８２，９２、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。

【００１２】測定処理部２において、測定信号発生器７
２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。

【００１３】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。

【００１４】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。

【００１５】図２は、本実施の形態の電気特性測定装置
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、測定ケーブル１１ａで接続端
子１２ａと接続され、被験者の右の手甲部Ｈに導電可能
に粘着方式により貼り付けられ、表面電極Ｌｃ（第２電
極）は、測定ケーブル１１ｂで接続端子１２ｂと接続さ
れ、右の足甲部Ｌに粘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。また、表面電極Ｈ
ｐ（第３電極）は、測定ケーブル１１ｃで接続端子１２
ｃと接続され、被験者の右の手甲部Ｈに粘着方式によ
り、導電可能に貼り付けられ、表面電極Ｌｐ（第４電
極）は、測定ケーブル１１ｄで接続端子１２ｄと接続さ
れ、右の足甲部Ｌに粘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Ｈ
ｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。

【００１６】図３は、表面電極と測定処理部との間のよ
り具体的な構成を示す図である。表面電極Ｈｃと接続端
子１２ａとの間、及び、表面電極Ｌｃと接続端子１２ｄ
との間は、それぞれ測定ケーブル１１ａ、１１ｄで直接
接続する。表面電極Ｈｐと接続端子１２ｂとの間、及
び、表面電極Ｌｐと接続端子１２ｃとの間は、それぞれ
オペアンプ１３ａ、１３ｂを介して測定ケーブル１１
ｂ、１１ｃで接続する。このオペアンプ１３ａ、１３ｂ
は、インピーダンス変換のためのものであるので、増幅
率は１であっても１より大きくても小さくても構わな
い。このオペアンプ１３ａ、１３ｂがインピーダンス変
換をするので、測定ケーブル１１ｂ、１１ｃが長くてケ
ーブルで多少の漏洩電流が流れても表面電極Ｈｐ、Ｌｐ
での電位差を正確に接続端子１２ｂ、１２ｃに伝えるこ
とができる。

【００１７】図４は、インピーダンス変換回路の動作を
説明する回路図である。Ｃｂ、Ｃｃはそれぞれ測定ケー
ブル１１ｂ、１１ｃの容量を示す。オペアンプ１３ａ、
１３ｂが存在しないと、漏洩電流が測定ケーブル１１
ｂ、１１ｃの容量Ｃｂ、Ｃｃに流れて、定電流源Ｉａの
電流の一部が側路してしまうので検出電圧Ｖｐは本来の
電圧よりも小さくなってしまう。これに対し、オペアン
プ１３ａ、１３ｂが存在することで、漏洩電流が流れた
としても電圧を維持するので、本来の電圧を忠実に測定
することができる。ここで、容量Ｃｂにかかる電圧は容
量Ｃｃにかかる電圧よりもはるかに大きいので、漏洩電
流もそれだけ大きくなる。このため、オペアンプ１３ａ
のもたらす効果はオペアンプ１３ｂよりも大きく、オペ
アンプ１３ａだけを設けることにしても相当の効果を奏
することができる。

【００１８】図５〜７は、導電クリップ及び表面電極の
詳細を説明する図である。図５（ａ）は電極シートの導
電性ゲルを分離した状態の上面側の斜視図、（ｂ）は下
面側の斜視図、図６は導電クリップの概略斜視図、図７
は手甲部Ｈ及び足甲部Ｌに電極シートを貼り付けて導電
クリップで接続する前の状態の斜視図である。被験者の
手甲部Ｈ及び足甲部Ｌには、電極シート２０が貼り付け
られる。電極シート２０はポリエチレンテレフタレート
等の５０μｍ以上の厚さのプラスチックシートから構成
され、中央部には切込みにより接片２１，２１が形成さ
れ、これらの接片は上方に折り曲げられる。電極シート
２０は、長手方向の両端部の下面に電極２２，２２が形
成され、これらの電極は接片２１，２１まで延在してい
る。そして、電極２２，２２の下面に粘着性を有する導
電性ゲル２３，２３が付着されている。この導電性ゲル
２３，２３は電気的な導通を得るために、ＮａＣｌ液を
含有している。電極２２、２２は例えば導電性ペースト
を印刷することにより形成される。

【００１９】前記した電極シート２０の接片２１，２１
に接続する導電クリップ３０は、図６に示すように、プ
ラスチックより構成された本体３１と、この本体３１に
軸３２，３２により揺動可能に支持された挟み片３３，
３３を有し、２つの挟み片はばね３４により本体３１側
に付勢されている。本体の挟み片３３，３３と対向する
部分には電極部３５，３５が位置しており、これらの電
極部の一方（電流供給側）は直接測定ケーブル１１に接
続され、他方（電圧測定側）はオペアンプ１３を介して
測定ケーブル１１に接続される。電極部３５，３５は変
質しにくい導電体で形成され、この実施形態では直径
１．５ｍｍ程度のステンレススチールの線材で形成さ
れ、本体３１の表面より若干突出していることが接触を
容易にするため望ましい。また、ステンレススチールの
板材より構成してもよい。

【００２０】電極シート２０は、図７に示されるよう
に、手甲部Ｈ及び足甲部Ｌに導電性ゲル２３，２３によ
り貼り付けられ、電極２２，２２は手甲部Ｈ及び足甲部
Ｌと導通状態となる。接片２１，２１を導電クリップ３
０の挟み片３３，３３により挟むことにより、電極部３
５，３５と接片２１，２１との導通がとられ、測定ケー
ブル１１と手甲部Ｈ及び足甲部Ｌとの導通がとられる。
図７（ａ）において、手先の方の電極２２は表面電極Ｈ
ｃに相当し、測定ケーブル１１ａが接続し、体Ｂの中心
方向の電極２２は表面電極Ｈｐに相当し、測定ケーブル
１１ｂが接続する。また、図７（ｂ）において、足先の
方の電極２２は表面電極Ｌｃに相当し、測定ケーブル１
１ｄが接続し、体Ｂの中心方向の電極２２は表面電極Ｌ
ｐに相当し、測定ケーブル１１ｃが接続する。そして、
手甲部Ｈの導電クリップ３０は、第１及び第３の電極と
接続する２つの電極部３５を有し、足甲部Ｌの導電クリ
ップ３０は、第２及び第４の電極と接続する２つの電極
部３５を有し、２つの導電クリップ３０，３０を２つの
電極シート２０，２０に接続することにより、４つの表
面電極と測定ケーブルとの導通をとることができる。

【００２１】上記構成を有する生体電気インピーダンス
測定装置の動作について説明する。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Ｉ
ａ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。ここで、表面電極Ｈｐと表面電極Ｌｐに
は、オペアンプ１３ａ，１３ｂがそれぞれ接続されてい
るので、オペアンプ１３ａ，１３ｂによるインピーダン
ス変換作用により、求められた電圧Ｖｐは、測定ケーブ
ル１１ｂ，１１ｃの容量の影響が小さいものとすること
ができる。

【００２２】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。ＬＰＦ
８２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。

【００２３】Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈ
ｃ，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、ＬＰ
Ｆ９２へ供給する。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、ＣＰ
Ｕ３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。

【００２４】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，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。

【００２５】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８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。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９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
抱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８に示すように中心が実軸より上が
った円弧となる。

【００２６】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、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。次に、ＣＰ
Ｕ３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、以後の測定処理を絶了し、
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。

【００２７】このように本実施の形態に係る生体電気イ
ンピーダンス測定装置は、測定ケーブルの容量に関係な
く、正確に生体電気インピーダンスを測定することがで
きる。したがって、測定ケーブルを比較的長くすること
が可能となる。このような装置は、透析の水分管理・浮
腫の管理に適している。例えば複数の透析患者の水分量
測定する場合、測定処理部を共通として、検出部である
導電クリップを複数の患者分用意し、時分割で複数の検
出部を処理する構成とする。これにより、測定装置を移
動させることなく、一括して複数の患者に対応すること
ができる。その結果、ベッドの周辺ではコードの管理だ
けで済むので、スペース的に有効となる。

【００２８】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
設計の変更があってもこの発明に含まれる。例えば、イ
ンピーダンス変換回路としては、オペアンプ以外のアク
ティブ回路などであっても良い。

【００２９】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の電気特性
測定装置は、測定ケーブルの容量に関係なく、正確に生
体電気インピーダンス又はそれに関連する電気特性を測
定することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態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】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。

【図３】表面電極と測定処理部との間のより具体的な構
成を示す図である。

【図４】インピーダンス変換回路の動作を説明する回路
図である。

【図５】（ａ）は電極シートの導電性ゲルを分離した状
態の上面側の斜視図、（ｂ）は下面側の斜視図である。

【図６】導電クリップの概略斜視図である。

【図７】（ａ）は導電クリップと手甲部の電極シートと
の接続前の状態を示す概略斜視図、（ｂ）は導電クリッ
プと足甲部の電極シートとの接続前の状態を示す概略斜
視図である。

【図８】人体のインピーダンス軌跡を示す図である。

【図９】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。

【符号の説明】

１キーボード３ＣＰＵ４表示部１０生体電気インピーダンス測定装置１１ａ〜１１ｄ測定ケーブル１２ａ〜１２ｄ接続端子１３ａ，１３ｂオペアンプ（インピーダンス変換回
路）３０導電クリップ３１差動増幅器７２測定信号発生器７３ＬＰＦ８１差動増幅器８２ＬＰＦ８３Ａ／Ｄ変換器８４，９４サンプリングメモリ９１Ｉ／Ｖ変換器９２ＬＰＦＨｃ，Ｈｐ，Ｌｃ，Ｌｐ表面電極

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被験者の体の表面部位に導電可能に付け
る電極を保持する導電クリップを介して、被験者の体に
測定信号を投入し、被験者の体の表面部位間に生じる電
圧値を測定することにより、生体電気インピーダンスを
測定する電気特性測定装置であって、前記導電クリップの少なくとも１つは、インピーダンス
変換回路を備えることを特徴とする電気特性測定装置。
【請求項２】前記インピーダンス変換回路は、オペア
ンプであることを特徴とする請求項１記載の電気特性測
定装置。