JP2003116803A

JP2003116803A - 電気特性測定装置

Info

Publication number: JP2003116803A
Application number: JP2001315726A
Authority: JP
Inventors: Tatsuo Yamamoto; 達夫山本; 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: 2001-10-12
Filing date: 2001-10-12
Publication date: 2003-04-22

Abstract

(57)【要約】【課題】ノイズの影響を低減し、生体電気インピーダ
ンス法に基づいて生体電気特性を測定する。【解決手段】出力処理回路（Ｄ／Ａ変換器７１等）
は、増幅器７２及び抵抗７４を有し、被験者の互いに隔
たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けた表面電
極Ｈｃ，Ｌｃを介して、測定信号を生成して被験者に投
入する。電流検出回路（Ｉ／Ｖ変換器９１等）は、増幅
器９５及び抵抗９７を有し、出力処理回路及び被験者と
の間で平衡回路を形成し、被験者に投入された測定信号
の電流値を測定する。電圧検出回路（差動増幅器８１
等）は、表面電極Ｈｃ，Ｌｃよりも被験者の体の中心に
近い位置であって、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表面電極Ｈｐ，Ｌｐを介して、電
圧値を測定する。ＣＰＵ３は、電流検出回路及び電圧検
出回路により各々測定された電流値及び電圧値により、
被験者の表面部位間の生体電気インピーダンスを算出す
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、電気特性測定装置
に関し、特に、ノイズの影響を低減し、生体電気特性を
測定することができる電気特性測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】本出願人は、かつて生体電気インピーダ
ンス測定装置として、Ｍ系列符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、たとえば
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。

【０００４】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）。

【０００５】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、位相のずれ（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される。

【０００６】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、電気は細胞外壁を通して
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。

【０００７】つぎに、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。
図５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。

【０００８】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ｆ_HでのインピーダンスＺは、合成抵抗
Ｒｉ・Ｒｅ／（Ｒｉ＋Ｒｅ）に等しい。

【０００９】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、被験者の体脂肪率、脂肪重量、除脂肪重量等
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）を推計できる。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。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】上記公知技術（特開平
１０−１４８９８号公報）に開示されている生体電気イ
ンピーダンス測定装置は、被験者の体に測定信号を出力
する出力回路系と、被験者の体を経由して測定信号を入
力する入力回路系の回路構成が対称でない、いわゆる不
平衡回路構成であった。そのため、グラウンドに対する
信号の電位が高くなり、その分だけ浮遊容量が大きくな
るため、該測定装置に混入するノイズの影響を受けやす
い。

【００１１】被験者の体調の微妙な変化をより正確に検
出するためには、ノイズの影響を抑えて、安定した装置
構成であることが望まれる。本発明の目的は、浮遊容量
に基づくノイズの影響を低減し、生体電気インピーダン
ス法に基づいて生体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にある。

【００１２】

【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、電流供給源、第１インピーダンス及び被験者の体
の所定の表面部位に導電可能に付ける第１電極と、電流
流入源、第２インピーダンス及び前記表面部位と隔たる
所定の表面部位に導電可能に付ける第２電極とが平衡回
路を構成し、被験者の体に測定信号を供給する信号供給
手段と、前記被験者の体に供給した電流を測定する電流
測定手段と、前記被験者の体の所定の表面部位間で発生
する電位差を測定する電圧測定手段と、前記電流測定手
段によって測定された電流値と前記電圧測定手段によっ
て測定された電圧値とから生体電気特性を演算する演算
手段と、を備える。また、前記第１及び第２インピーダ
ンスは、前記第１及び第２電極の近傍に設けられている
ことで、他のインピーダンス特性のバラツキや変動の影
響を小さくすることができる。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面と対応して詳細に説明する。本発明の電気特性測定
装置を生体電気インピーダンス測定装置に用いた場合に
ついて説明する。図１は、本実施の形態による生体電気
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。本生体電気インピーダンス測定装置は、キーボ
ード１、測定処理部２、ＣＰＵ（中央演算処理装置）
３、表示器４、ＲＡＭ５、及びＲＯＭ６により構成され
る。

【００１４】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、被験者の身長、体重、性
別及び年齢等の人体特徴項目の入力、全測定時間Ｔ、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る。キーボード１から供給され
る各キーの操作データは、キーコード発生回路（図示せ
ず）でキーコード変換されてＣＰＵ３に供給される。

【００１５】測定処理部２は、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。測
定処理部２の詳細構成については後述する。ＣＰＵ３
は、本生体電気インピーダンス測定装置全体を制御する
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、さらには、体脂肪率、体内水分分
布に関する各種物理量を算出する。

【００１６】表示器４は、ＣＰＵ３により算出された被
験者の体Ｂの生体電気インピーダンス、さらには、体脂
肪率及び体内水分量等を表示する。ＲＡＭ５は、各種デ
ータ（たとえば、被験者の身長、体重、性別、細胞外液
又は細胞内液の量等）を一時的に記憶するデータ領域、
及びＣＰＵ３の作業領域が設定される。ＲＯＭ６は、Ｃ
ＰＵ３の処理プログラムを固定的に記憶する。

【００１７】つぎに、測定処理部２の詳細構成について
説明する。測定処理部２は、測定信号を被験者の体Ｂに
送出する出力処理回路と、被験者の体Ｂからの測定信号
を測定処理部２に入力する入力処理回路とにより構成さ
れる。出力処理回路は、Ｄ／Ａ変換器７１、出力インピ
ーダンス部７６、カップリングコンデンサ７５、及び身
体の所定の部位に貼り付けられる表面電極Ｈｃにより構
成される。また、出力インピーダンス部７６は、増幅器
７２、ローパスフィルタ（以下、ＬＰＦという）７３、
及び抵抗７４により構成される。

【００１８】一方、入力処理回路は、電圧検出回路及び
電流検出回路により構成される。電圧検出回路は、身体
の所定の部位に貼り付けられる表面電極Ｈｐ，Ｌｐ、カ
ップリングコンデンサ８０ａ，８０ｂ、差動増幅器８
１、アナログのアンチエリアシングフィルタであるＬＰ
Ｆ８２、Ａ／Ｄ変換器８３、及びサンプリングメモリ
（リングバッファ）８４により構成される。

【００１９】また、電流検出回路は、表面電極Ｌｃ、カ
ップリングコンデンサ９０、入力インピーダンス部９
８、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であるＬＰＦ９２、Ａ／
Ｄ変換器９３、及びサンプリングメモリ９４により構成
される。また、入力インピーダンス部９８は、増幅器９
５、ＬＰＦ９６、及び抵抗９７により構成される。

【００２０】本実施の形態では、増幅器７２の利得と増
幅器９５の利得は大きさが等しく、極性が異なる。ま
た、抵抗７４の抵抗値と抵抗９７の抵抗値は等しい。こ
れにより、出力処理回路側のインピーダンスと、入力処
理回路側のインピーダンスとが等しくなり、装置全体と
して対称的である平衡回路が実現される。後述するが、
この平衡回路による装置構成により、測定用ケーブル１
０により発生する浮遊容量を実質的に小さくすることが
できるため、ノイズの影響を低減することができる。

【００２１】はじめに、出力処理回路について説明す
る。Ｄ／Ａ変換器７１は、バスライン等の回線によりＣ
ＰＵ３と接続されており、ＣＰＵ３からのデジタル波形
を入力する。Ｄ／Ａ変換器７１は、ＣＰＵ３により発生
されるデジタル波形信号をアナログ波形信号に変換し、
上記プローブ電流（測定信号）Ｉａとして増幅器７２に
送出する。

【００２２】Ｄ／Ａ変換器７１からのプローブ電流Ｉａ
は、増幅器７２の所定の利得に基づいて増幅され、ＬＰ
Ｆ７３及びカップリングコンデンサ７５により、その高
周波ノイズ成分及び直流成分が除去される。最終的に、
プローブ電流Ｉａは、測定信号として表面電極Ｈｃに送
出され、被験者の体Ｂ（図２参照）に送出される。プロ
ーブ電流の値は、たとえば５００〜８００μＡである。

【００２３】さらに、本実施の形態では、プローブ電流
Ｉａ（測定信号）の繰返し回数は、信号発生指示１回当
たり１〜２５６回である。この繰返し回数も測定者がキ
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。繰返し回数は、多い程精度が高くなるが、微小電流
とはいえ、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。

【００２４】図２は、本実施の形態による生体電気イン
ピーダンス測定装置の使用状態を模式的に示す図であ
る。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。

【００２５】また、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、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。このとき、表面電極Ｈｃ，Ｌｃは、表
面電極Ｈｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り
付けられる。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃ
は、測定用ケーブル１０によって本生体電気インピーダ
ンス測定装置１００に接続されている。

【００２６】つぎに、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に示す差動増幅器８１
は、２つの表面電極Ｈｐ，Ｌｐ間の電位差を検出する。
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。

【００２７】上述したように、測定時において本装置に
雑音が混入した場合、出力処理回路側に混入した雑音は
表面電極Ｈｃからカップリングコンデンサ８０ａに入力
する。また、入力処理回路側に混入した雑音は表面電極
Ｌｃからカップリングコンデンサ８０ｂに入力する。こ
れにより、差動増幅器８１は、被験者の右手足間の電圧
Ｖｐを検出する過程で、各入力端子に入力する雑音を実
質的に相殺する。

【００２８】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。

【００２９】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Ｌｃとカップリングコンデンサ９０（図
１参照）との間は、同軸ケーブル（図示せず）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。

【００３０】本実施の形態では、被験者の体Ｂへの測定
信号の入出力系（出力処理回路、被験者の体Ｂ、及び入
力処理回路）が平衡回路となっている。交流波形である
測定信号は、増幅器７２を電流源として負極性の電流が
表面電極Ｈｃから送出され、表面電極Ｌｃを経て抵抗９
７、ＬＰＦ９６及び増幅器９５の経路を流れると考える
こともできる。また、増幅器９５を電流源として表面電
極Ｌｃから送出され、表面電極Ｈｃを経て抵抗７４、Ｌ
ＰＦ７３及び増幅器７２の経路を流れる。この測定信号
が被験者の体Ｂに投入されている過程で、Ｉ／Ｖ変換器
９１は、抵抗９７間の電圧を検出する。

【００３１】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。

【００３２】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。はじめに、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
理する。これにより、周波数の関数である電圧Ｖｐ
（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは測定周波数）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。

【００３３】つぎに、本実施の形態による生体電気イン
ピーダンス測定装置の動作を説明する。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Ｈ
ｐ，Ｌｐよりも人体の中心から遠い部位に貼り付ける。

【００３４】つぎに、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、性別及び年齢等の身体条件を
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、及び測定間隔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。

【００３５】つぎに、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。ＣＰＵ３
は、まず、所定の初期設定を行った後、Ｄ／Ａ変換器７
１に信号発生指示信号を送出する。この初期設定には、
インピーダンス軌跡（図３参照）における全サンプル
数、Ａ／Ｄ変換器８３，９３のサンプリング周期、デジ
タル変換信号Ｓｄの発生タイミングを算出する処理等が
含まれる。

【００３６】これにより、Ｄ／Ａ変換器７１は、プロー
ブ電流Ｉａを所定回数繰り返し生成し、増幅器７２、Ｌ
ＰＦ７３、抵抗７４、カップリングコンデンサ７５、２
重シールド線である測定用ケーブル１０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。これにより、５００〜８００μＡ程度
の測定信号が、表面電極Ｈｃから被験者の体Ｂを流れ
る。

【００３７】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、表面電極
Ｈｐ，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。上述したように、測定用ケーブル１０により
発生する浮遊容量を実質的に小さくすることができるた
め、ノイズの影響を低減することができる。

【００３８】一方、Ｉ／Ｖ変換器９１では、表面電極Ｈ
ｃ，Ｌｃが貼り付けられた右手足間を流れるプローブ電
流Ｉａ（測定信号）が抵抗９７において検出され、電圧
Ｖｃに変換された後、ＬＰＦ９２を経てＡ／Ｄ変換器９
３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。

【００３９】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。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、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を逐次読み出す。

【００４０】つぎに、読み出された電圧Ｖｐ，Ｖｃを各
々フーリエ変換処理して周波数の関数である電圧Ｖｐ
（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは周波数）に変換する。その
後、この電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）を平均化し、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。

【００４１】図３は、本実施の形態によるインピーダン
ス軌跡を説明する図である。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、最小二乗法等の演算手法によりカーブフィッティン
グを行い、図３に示されるようなインピーダンス軌跡Ｄ
を求める。また、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Ｒ
0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軸
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。

【００４２】さらに、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の体脂肪
率、脂肪重量、除脂肪重量、細胞内液抵抗、細胞外液抵
抗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。

【００４３】つぎに、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する。また、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。上述の処理を、全
測定時間Ｔが経過するまで繰り返す。以上により、本実
施の形態では、出力処理回路側と入力処理回路側とを平
衡回路にすることで、各インピーダンスを実質的に同一
にし、外部からの雑音に強くすることができる。

【００４４】また、被験者の体Ｂに貼り付けられる表面
電極Ｈｃ，Ｌｃに近い位置に抵抗７４，９７を設けるこ
とにより、出力処理回路側と入力処理回路側の各インピ
ーダンスがケーブルの浮遊容量による影響を受け難くな
る。ケーブルは容量管理されておらず、この容量によっ
て、インピーダンス値が左右され易く、温度によっても
変化しやすい。表面電極Ｈｃ，Ｌｃに最も近い位置に抵
抗７４，９７を設けることで、抵抗７４、９７の存在が
ケーブル容量の影響を小さくすることができる。

【００４５】また、本実施の形態による構成によれば、
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１ｍ秒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ＳＮ比のよ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。

【００４６】また、最小二乗法等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。以
上、この発明の実施の形態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の形態に限られるも
のではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計の
変更等があってもよい。

【００４７】たとえば、上記実施の形態では、出力処理
回路と入力処理回路による入出力系を平衡回路にするこ
とで、電流源としての増幅器７２，９５、ＬＰＦ７３，
９６、及び抵抗７４，９７による両インピーダンスを実
質的に同じにしている。本発明はこれに限定されず、出
力処理回路側と入力処理回路側を平衡回路にして、出力
インピーダンス部７６において接続されるインピーダン
ス７４と、入力インピーダンス部９８において接続され
るインピーダンス９７が実質的に同一となる構成とする
ことにより類似の効果を得ることができる。

【００４８】図４は、本発明の他の形態による生体電気
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。ここでは、上述した実施の形態に対応する出力
インピーダンス部７７、及び入力インピーダンス部９９
が設けられている。これらは、増幅器７２及び抵抗７
４、増幅器９５及び抵抗９７により各々構成されてい
る。また、Ｄ／Ａ変換器７１のアンテナ出力は双極性と
なるようにしており、これにより、出力処理回路側と入
力処理回路側とが平衡回路になっている。以上より、本
発明の電気特性測定装置は、測定信号供給手段（出力処
理回路、Ｄ／Ａ変換器７１等）、電流測定手段（電流検
出回路、Ｉ／Ｖ変換器９１等）、電圧測定手段（電圧検
出回路、差動増幅器８１等）、及び演算手段（ＣＰＵ
３）により構成される。

【００４９】測定信号供給手段は、電流源となる増幅器
７２及び抵抗７４を有し、被験者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表面電極Ｈｃ，Ｌ
ｃを介して、測定信号を生成して被験者に投入する。電
流測定手段は、電流源となる増幅器９５及び抵抗９７を
有し、測定信号供給手段及び被験者との間で平衡回路を
形成し、被験者に投入された測定信号の電流値を測定す
る。電圧測定手段は、表面電極Ｈｃ，Ｌｃよりも被験者
の体の中心に近い位置であって、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表面電極Ｈｐ，Ｌｐ
を介して、電圧値を測定する。演算手段は、電流及び電
圧測定手段により各々測定された電流値及び電圧値によ
り、被験者の表面部位間の生体電気特性を算出する。

【００５０】また、測定信号供給手段が有する抵抗７４
は、増幅器７２よりも表面電極Ｈｃに近い位置に設けら
れる。表面電極Ｈｃに最も近くに設けられることが好ま
しい。電流測定手段が有する抵抗９７は、増幅器９５よ
りも表面電極Ｌｃに近い位置に設けられている。表面電
極Ｈｃに最も近くに設けられることが好ましい。この構
成により、外部から混入する雑音、及びケーブルが有す
る容量の影響を抑えることができる。

【００５１】

【発明の効果】本発明によれば、浮遊容量に基づくノイ
ズの影響を低減し、生体電気インピーダンス法に基づい
て生体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】本発明の実施の形態によ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】本発明の実施の形態による生体電気インピーダ
ンス測定装置の使用状態を模式的に示す図である。

【図３】インピーダンス軌跡を説明する図である。

【図４】本発明の他の形態によ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５】人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）で
ある。

【符号の説明】

１キーボード２測定処理部３ＣＰＵ４表示器５ＲＡＭ６ＲＯＭ１０測定用ケーブル７１Ｄ／Ａ変換器７２，９５増幅器７３，８２，９２，９６ＬＰＦ７４，９７抵抗７５，８０ａ，８０ｂ，９０カップリングコンデンサ７６，７７出力インピーダンス部９８，９９入力インピーダンス部８１差動増幅器８３，９３Ａ／Ｄ変換器８４，９４サンプリングメモリＨｃ，Ｌｃ，Ｈｐ，Ｌｐ表面電極

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続きＦターム(参考） 4C027 AA06 CC01 FF01 FF02 KK03 KK05

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】電流供給源、第１インピーダンス及び被
験者の体の所定の表面部位に導電可能に付ける第１電極
と、電流流入源、第２インピーダンス及び前記表面部位
と隔たる所定の表面部位に導電可能に付ける第２電極と
が平衡回路を構成し、被験者の体に測定信号を供給する
信号供給手段と、前記被験者の体に供給した電流を測定する電流測定手段
と、前記被験者の体の所定の表面部位間で発生する電位差を
測定する電圧測定手段と、前記電流測定手段によって測定された電流値と前記電圧
測定手段によって測定された電圧値とから生体電気特性
を演算する演算手段と、を備えることを特徴とする電気
特性測定装置。
【請求項２】前記第１及び第２インピーダンスは、前
記第１及び第２電極の近傍に設けられていることを特徴
とする請求項１記載の電気特性測定装置。