【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、生体電気インピー
ダンス法に基づく生体電気インピーダンス等、生体の電
気特性を測定する電気特性測定装置に関し、特に、高速
かつ連続な測定を行うことができる電気特性測定装置に
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an electrical characteristic measuring device for measuring electrical characteristics of a living body such as bioelectrical impedance based on the bioelectrical impedance method, and particularly to electrical characteristic measurement capable of high speed and continuous measurement. Regarding the device.
【０００２】[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。2. Description of the Related Art The present applicant has applied for a device using an M-sequence code as a bioelectrical impedance measuring device (Japanese Patent Laid-Open No. 10-14898). In the invention, the four-terminal A / D-converted signal is Fourier-transformed to measure the bioelectrical impedance at many frequencies to calculate the water content information inside and outside the cell.
Although not described in the specification for this device, the signal SN
In order to improve the ratio, the M-sequence signal is output many times and the signals are synchronously added.
【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・ｃ
ｍ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。The prior art will be described below. 2. Description of the Related Art In recent years, studies on electrical characteristics of living bodies have been conducted for the purpose of evaluating body composition of humans and animals. The electrical characteristics of the living body are remarkably different depending on the type of tissue or organ. For example, in the case of human, the electrical resistivity of blood is around 150 Ω · cm, whereas the electrical resistivity of bone and fat is 1 to 5 kΩ.・ C
There is also m. This electrical characteristic of the living body is called bioelectrical impedance, and is measured by passing a minute electric current between a plurality of electrodes mounted on the body surface of the living body.
【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）。A method for estimating body water distribution, body fat percentage, and body fat mass of a subject from the bioelectrical impedance thus obtained is called bioelectrical impedance method.
("Bioelectrical impedance method as an evaluation method of body composition", Baumgartner, RN, etc., "Bioelectrical impedance and its clinical application", Medical Electronics and Biotechnology, Kanai Hiroshi, 20 (3) Jun 1982, "Estimation of water distribution in the limbs by impedance method and its application", Medical Electronics and Biotechnology, Makoto Haeno, 23 (6) 1985, "Long-term measurement of urinary bladder volume by impedance method", Ergonomics, Yasuo Kuchinomachi et al., 28 (3) 1992 etc.).
【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。Bioelectrical impedance is derived from the resistance of an organism to the electrical current carried by the ions in the organism and the reactance associated with various types of polarization processes created by cell membranes, tissue interfaces, or non-ionized tissues. Composed. Capacitance, which is the reciprocal of the reactance, causes the current to lag the voltage rather than the voltage, creating a phase shift, which is the arctangent of the ratio of reactance to resistance (arctangent). It is quantified geometrically as a phase angle.
【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。The bioelectrical impedance Z, the resistance R, the reactance X and the electrical phase angle φ depend on the frequency. At very low frequency fL , the bioelectrical impedance Z at the cell membrane-tissue interface is too high to conduct electricity. Therefore, electricity flows only through the extracellular wall, and the measured bioelectrical impedance Z is purely resistance R.
【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ｆC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。Next, as the frequency increases, the electric current penetrates the cell membrane, the reactance X increases and the phase angle φ widens. The magnitude of bioelectrical impedance Z is equal to the value of the vector defined by Z2 = R2 + X2 . Reactance X and phase angle φ
Is the frequency at which both are maximum, called the critical frequency fC ,
It is one electrical characteristic value of a living body which is a conductive conductor. Above this critical frequency fC , the cell membrane-tissue interface loses its capacitive capacity and the reactance X decreases accordingly. At very high frequency fH , the bioelectrical impedance Z again becomes purely equivalent to the resistance R.
【０００８】図４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。FIG. 4 is an electrical equivalent circuit diagram (equivalent circuit model) of the human body. In this figure, Cm represents cell membrane capacity, and Ri and Re represent intracellular fluid resistance and extracellular fluid resistance, respectively. At a low frequency fL , the current mainly flows through the extracellular space, and the impedance Z becomes equal to the extracellular fluid resistance Re. At high frequency fH , the electric current completely passes through the cell membrane, and the cell membrane capacity Cm is equivalent to being substantially short-circuited. Therefore, the impedance Z at high frequency fH
Is equal to the combined resistance Ri · Re / (Ri + Re).
【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。By the method described above, intracellular fluid resistance R
i and the extracellular fluid resistance Re can be determined, and based on these, the body fat state such as the body fat percentage, the fat weight, and the lean body mass and the body water distribution (intracellular fluid amount, extracellular fluid). It is possible to estimate the amount and total body water content).
【００１０】図５は、従来の生体電気インピーダンス測
定装置により測定されるインピーダンス軌跡Ｄの表示例
を示す図である。このプロットは、周波数０の生体電気
インピーダンスＲ0から周波数無限大の生体電気インピ
ーダンスＲ∞までの周波数毎の生体電気インピーダンス
のプロットにより形成されている。FIG. 5 is a diagram showing a display example of an impedance locus D measured by a conventional bioelectrical impedance measuring device. This plot is formed by plotting the bioelectric impedance for each frequency from the bioelectric impedance R0 at frequency 0 to the bioelectric impedance R∞ at infinite frequency.
【００１１】従来の生体電気インピーダンス測定装置で
は、算出した生体電気インピーダンスから最小二乗法等
によるカーブフィッティングの手法を用いて、インピー
ダンス軌跡を求める。つぎに、得られたインピーダンス
軌跡から、被験者の体の周波数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、被験者の体の細胞内
液抵抗と細胞外液抵抗とを算出する。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。In the conventional bioelectrical impedance measuring device, the impedance locus is obtained from the calculated bioelectrical impedance by using a curve fitting method such as the least square method. Next, from the obtained impedance locus, the bioelectrical impedance R0 of the body of the subject at time 0 and the bioelectrical impedance R∞ at the time of infinite frequency are calculated, and the intracellular fluid of the body of the subject is calculated from the calculation results. Resistance and extracellular fluid resistance are calculated. Further, changes in the body water distribution can be estimated by the changes in the resistances Re and Ri.
【００１２】このような各パラメータの推定・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
送出し、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６−５０
６８５４号公報に記載のものが知られている。As a bioelectrical impedance measuring apparatus for estimating / estimating each parameter as described above, by sending minute sinusoidal currents of a plurality of arbitrarily selected frequencies to a living body and performing digital signal processing on the obtained signal. , Special table flat 6-50
The one described in Japanese Patent No. 6854 is known.
【００１３】[0013]
【発明が解決しようとする課題】これまでの生体電気イ
ンピーダンスの測定は、はじめに測定信号を被験者に送
出し、該送出時に生じる過渡現象が安定した後に行われ
る。この測定後に、生体電気インピーダンス等の物理量
が算出される。The bioelectrical impedance measurement up to now is carried out after the measurement signal is first sent to the subject and the transient phenomenon occurring at the time of the sending is stabilized. After this measurement, a physical quantity such as bioelectrical impedance is calculated.
【００１４】図６は、従来の生体電気インピーダンス測
定装置により被験者の体Ｂに送出される測定信号の波形
及び計測タイミングを例示する図である。この図に例示
するように、測定信号を被験者の体Ｂに送出し始めた直
後には、過渡現象のため、測定信号の波形が安定するま
で待ち時間Ｔ１（例えば３.２ｍ秒）を要する。この待
ち時間Ｔ１が経過した後、データ取込み時間Ｔ２（例え
ば４００μ秒）になる。ここでは、待ち時間Ｔ１後に送
出される測定信号に応じて、被験者の所定部位間の電
圧、電流値が測定され、測定結果となる電圧、電流値が
メモリ等に記憶される。このデータ取込み時間Ｔ２が経
過した後、測定信号が切断されて、生体電気インピーダ
ンス等の各種物理量の算出処理が実行される。ここで
は、算出処理に要する計算時間をデータ取込み時間Ｔ２
と同じ時間としている。FIG. 6 is a diagram illustrating the waveform and measurement timing of the measurement signal sent to the body B of the subject by the conventional bioelectrical impedance measuring apparatus. As illustrated in this figure, immediately after the measurement signal is started to be sent to the body B of the subject, a waiting time T1 (for example, 3.2 msec) is required until the waveform of the measurement signal becomes stable due to a transient phenomenon. After the waiting time T1 has elapsed, the data acquisition time T2 (for example, 400 μs) is reached. Here, the voltage and current value between the predetermined parts of the subject are measured according to the measurement signal sent after the waiting time T1, and the voltage and current value as the measurement result are stored in the memory or the like. After the lapse of the data acquisition time T2, the measurement signal is cut off, and the calculation processing of various physical quantities such as bioelectrical impedance is executed. Here, the calculation time required for the calculation process is the data acquisition time T2.
Same time as.
【００１５】図６は２回の測定を実行する場合を例示し
ている。ここでは、１回目の測定に関する待ち時間Ｔ
１、データ取込み時間Ｔ２及び計算時間Ｔ２での処理の
後、２回目の測定に関する待ち時間Ｔ１を再度設け、デ
ータ取込み時間Ｔ２及び計算時間Ｔ２での処理が行われ
る。上述した過渡現象が安定するまでの時間は例えば
３.２ｍ秒であり、１回の測定であればわずかな時間で
あるが、複数の測定を行う場合には、測定の都度、過渡
現象が安定するまで待つことになるため、高速かつ連続
な測定を効率的に行うことは難しい。本発明の目的は、
生体電気インピーダンス等、生体の電気特性を高速かつ
連続して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。FIG. 6 exemplifies a case where the measurement is performed twice. Here, the waiting time T for the first measurement
After the processing of 1, the data acquisition time T2 and the calculation time T2, the waiting time T1 for the second measurement is provided again, and the processing of the data acquisition time T2 and the calculation time T2 is performed. The time until the above-mentioned transient phenomenon stabilizes is, for example, 3.2 ms, which is a short time in one measurement, but when performing multiple measurements, the transient phenomenon stabilizes after each measurement. Therefore, it is difficult to efficiently perform high-speed and continuous measurement. The purpose of the present invention is to
An object of the present invention is to provide an electrical characteristic measuring device capable of continuously measuring the electrical characteristic of a living body such as bioelectrical impedance at high speed.
【００１６】[0016]
【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、測定信号を生成する信号発生手段と、生成した測
定信号を被験者の体に投入した際に流れる電流を測定す
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、前記電流測定手段による電流測
定及び前記電圧測定手段による電圧測定を複数回行う間
に前記信号発生手段が連続的に測定信号を生成する。The electrical characteristic measuring device of the present invention comprises a signal generating means for generating a measuring signal, and a current measuring means for measuring a current flowing when the generated measuring signal is applied to the body of a subject. , A bioelectric characteristic from a voltage measuring means for measuring a potential difference generated between predetermined surface parts of the body of the subject, a current value measured by the current measuring means and a voltage value measured by the voltage measuring means. And a calculation means for performing calculation, wherein the signal generation means continuously generates a measurement signal while the current measurement by the current measurement means and the voltage measurement by the voltage measurement means are performed a plurality of times.
【００１７】また、前記電流測定手段が電流を測定し前
記電圧測定手段が電圧を測定する第１期間と、前記演算
手段が演算する第２期間とが交互に繰り返すことで、測
定と演算とのそれぞれの期間を短縮することができ、所
定の極めて短期間における生体電気特性を測定すること
ができるので、生体電気特性を連続的に測定するとき
に、細かな変化まで測定することができる。また、前記
演算手段は、生体電気インピーダンスを演算すること
で、高速に生体電気インピーダンスを測定することがで
きる。また、前記演算手段は、心拍又は呼吸に関連する
物理量を演算することで、高速に心拍又は呼吸に関連す
る物理量を測定することができる。The first period in which the current measuring unit measures the current and the voltage in the voltage measuring unit measures the voltage and the second period in which the calculating unit calculates the voltage are alternately repeated, whereby the measurement and the calculation are performed. Since each period can be shortened and the bioelectric property can be measured in a predetermined extremely short period, even a minute change can be measured when continuously measuring the bioelectric property. Further, the calculating means can measure the bioelectrical impedance at high speed by calculating the bioelectrical impedance. Further, the calculating means can measure the physical quantity related to heartbeat or respiration at high speed by calculating the physical quantity related to heartbeat or respiration.
【００１８】[0018]
【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、表示部４、ＲＡＭ５、及びＲＯＭ６により構成され
る。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. A case where the electrical characteristic measuring device of the present invention is used for a bioelectrical impedance measuring device will be described. FIG. 1 is a block diagram showing the electrical configuration of the bioelectrical impedance measuring device according to the present embodiment. The bioelectrical impedance measuring device includes a keyboard 1, a measurement processing unit 2 and a CPU (central processing unit).
3, a display unit 4, a RAM 5, and a ROM 6.
【００１９】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、連続測定回数Ｎ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。The keyboard 1 is provided with a measurement start switch for instructing the start of measurement by the measurer, input of human body characteristic items such as the height, weight, sex and age of the subject, and the number of consecutive measurements N etc. is set according to the purpose of measurement. / Consists of various keys for changing settings. The operation data of each key supplied from the keyboard 1 is converted into a key code by a key code generation circuit (not shown) and supplied to the CPU 3.
【００２０】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。本
実施の形態では、連続測定中に、周期的な波形（周期Ｔ
２、測定の最低周波数の逆数）を有する測定信号を被験
者の体Ｂに送出する。The measurement processing unit 2 sends the probe current Ia to the body B of the subject as a measurement signal, and digitally processes the voltage / current information obtained from the body B of the subject. In the present embodiment, during continuous measurement, a periodic waveform (period T
2. Send a measurement signal with the reciprocal of the lowest frequency of the measurement) to the body B of the subject.
【００２１】ＣＰＵ３は、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、体脂肪、体内水分分布に関する各種物理量
を算出する。特に、後述する測定信号の送出、該測定信
号の送出に応じて実行される測定、該測定結果に応じて
実行される上記各種物理量の算出、に関する制御を行
う。表示部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、体脂肪量及び体内水分量
等を表示する。The CPU 3 controls each part of the apparatus and
Various physical quantities relating to the bioelectrical impedance of the human body, body fat, and body water distribution are calculated based on the processing result of the measurement processing unit 2. In particular, the control relating to the transmission of a measurement signal, the measurement executed in response to the transmission of the measurement signal, and the calculation of the various physical quantities described above executed in accordance with the measurement result are performed. The display unit 4 displays the bioelectrical impedance of the body B of the subject, the amount of body fat, the amount of body water, and the like calculated by the CPU 3.
【００２２】ＲＡＭ５は、各種データ（例えば、被験者
の身長、体重、性別、細胞外液又は細胞内液量等）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。ＲＯＭ６は、ＣＰＵ３の処理プログラムを固定
的に記憶する。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、該測定信号が被験者の体Ｂに流れて
いる間に測定を行う入力処理回路とにより構成される。In the RAM 5, a data area for temporarily storing various data (for example, height, weight, sex of the subject, extracellular fluid or intracellular fluid volume, etc.) and a work area of the CPU 3 are set. The ROM 6 fixedly stores the processing program of the CPU 3. The detailed configuration of the measurement processing unit 2 will be described. The measurement processing unit 2 is composed of an output processing circuit that sends a measurement signal to the body B of the subject and an input processing circuit that performs measurement while the measurement signal is flowing to the body B of the subject.
【００２３】出力処理回路は、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（ＬＰＦ）７３、カップリングコンデンサ７４を含
む。また、入力処理回路は、カップリングコンデンサ８
０ａ，８０ｂ，９０、差動増幅器８１、電流／電圧（Ｉ
／Ｖ）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ＬＰＦ８２，９２、Ａ／Ｄ変換器８３，９
３、及びサンプリングメモリ（リングバッファ）８４，
９４を含む。The output processing circuit includes a PIO (parallel interface) 71, a measurement signal generator 72, a low pass filter (LPF) 73, and a coupling capacitor 74. Further, the input processing circuit is a coupling capacitor 8
0a, 80b, 90, differential amplifier 81, current / voltage (I
/ V) converter 91, LPFs 82 and 92 which are analog anti-aliasing filters, A / D converters 83 and 9
3, and sampling memory (ring buffer) 84,
Including 94.
【００２４】はじめに、出力処理回路に関して説明す
る。測定信号発生器７２は、バスライン等でＰＩＯ７１
を介してＣＰＵ３と接続され、その出力抵抗は、発生す
る信号周波数の全ての領域にわたり１０ｋΩ以上であ
る。測定信号発生器７２は、連続測定に際して、ＰＩＯ
７１を介してＣＰＵ３からの信号発生指示を入力し、最
長線形信号（Ｍ系列：Maximal Linear Codes系列）のプ
ローブ電流Ｉａを所定回数繰返し生成する。生成された
プローブ電流Ｉａは、ＬＰＦ７３に入力される。First, the output processing circuit will be described. The measurement signal generator 72 is a PIO 71 such as a bus line.
Connected to the CPU 3 via an output resistance of 10 kΩ or more over the entire region of the generated signal frequency. The measurement signal generator 72 uses PIO for continuous measurement.
A signal generation instruction from the CPU 3 is input via 71, and the probe current Ia of the longest linear signal (M series: Maximal Linear Codes series) is repeatedly generated a predetermined number of times. The generated probe current Ia is input to the LPF 73.
【００２５】測定信号発生器７２からのプローブ電流Ｉ
ａは、ＬＰＦ７３及びカップリングコンデンサ７４によ
り、その高周波ノイズ成分及び直流成分が除去され、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、例え
ば５００〜８００μＡである。Probe current I from the measurement signal generator 72
The high frequency noise component and the direct current component of a are removed by the LPF 73 and the coupling capacitor 74, and are sent to the surface electrode Hc as a measurement signal, and the body B of the subject is measured.
(See FIG. 2). The value of the probe current is, for example, 500 to 800 μA.
【００２６】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、多いほど精度が高くなるが、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。Further, in the present embodiment, the number of times the probe current Ia (measurement signal) is repeated is 1 to 256 times per signal generation instruction. The number of repetitions may be arbitrarily set by the measurer using the keyboard 1. The higher the number of repetitions, the higher the accuracy, but even if it is a minute current, it may adversely affect the human body when it is continuously applied to the human body for a long time. Therefore, it is preferably 1 to 256 times.
【００２７】ここで、Ｍ系列信号について説明する。Ｍ
系列信号は、スペクトル拡散通信方式やスペクトル拡散
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。Here, the M-sequence signal will be described. M
The sequence signal is a code signal generally used in a spread spectrum communication system and a spread spectrum distance measuring system, and is the longest code sequence generated by a shift register or a delay element having a certain length.
【００２８】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。A binary M-sequence signal generator for generating an M-sequence signal having a length of (2n -1) bits (n is a positive integer) is composed of an n-stage shift register and an n-stage state. It is composed of a logic circuit (exclusive logic circuit) for returning the logical combination to the input of the shift register. The output of the M-sequence signal generator and the state of each stage at a certain sample time (clock time) are a function of the output of the feedback stage at the immediately preceding sample time.
【００２９】このＭ系列信号を用いたプローブ電流Ｉａ
は、多くの周波数成分を含むにも係わらず１ｍ秒程度に
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。また、Ｍ系
列信号は、周波数スペクトルの振幅が全周波数帯域にわ
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。Probe current Ia using this M-sequence signal
Despite having many frequency components, the energy is dispersed for about 1 msec, so that it does not damage the living body.
Further, since it occurs at a time interval sufficiently shorter than the pulse or respiratory cycle, it is not affected by these. In addition, since the amplitude of the frequency spectrum of the M-sequence signal is substantially flat over the entire frequency band, the frequency characteristic of the SN ratio is also substantially flat.
【００３０】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。ここでは、上述した出力処理回路、後述する入力処
理回路の各々と被験者の体Ｂとの接続について簡単に説
明する。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、測定信号は、被験者の右手の部
分から体Ｂに入る。FIG. 2 is a diagram schematically showing a usage state of the bioelectrical impedance measuring device according to the present embodiment. Here, the connection between each of the output processing circuit described above and the input processing circuit described below and the body B of the subject will be briefly described. At the time of measurement, the surface electrode Hc is electrically conductively attached to the back part H of the subject by an adsorption method, and the surface electrode Lc is electrically conductively attached to the right instep part L by an adsorption method. Therefore, the measurement signal enters the body B from the right hand part of the subject.
【００３１】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。上記各表面電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｈｃ，Ｌｃは、測
定用ケーブル１０によって生体電気インピーダンス測定
装置に接続されている。The surface electrode Hp is conductively attached to the right hand back H of the subject by the suction method, and the surface electrode Lp is conductively attached to the right back L by the suction method. . At this time, the surface electrodes Hc and Lc are attached to a part farther from the center of the human body than the surface electrodes Hp and Lp. The surface electrodes Hp, Lp, Hc, Lc are connected to the bioelectrical impedance measuring device by a measuring cable 10.
【００３２】つぎに、入力処理回路について説明する。
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。差動増幅器８１（図１参照）は、２つの表面電極Ｈ
ｐ，Ｌｐ間の電位（電位差）を検出する。すなわち、差
動増幅器８１は、測定信号が被験者の体Ｂに送出される
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。Next, the input processing circuit will be described.
The surface electrode Hp is conductively attached to the back part H of the right side of the subject by the suction method, while the surface electrode Lp is
It is electrically conductively attached to the right instep L by a suction method. The differential amplifier 81 (see FIG. 1) has two surface electrodes H
The potential (potential difference) between p and Lp is detected. That is, when the measurement signal is sent to the body B of the subject, the differential amplifier 81 detects the voltage Vp between the right limb of the subject and the LPF 82.
To enter. This voltage Vp is a voltage drop due to the bioelectrical impedance of the body B of the subject between the surface electrode Hp and the surface electrode Lp.
【００３３】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に供給する。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。The LPF 82 removes high frequency noise from the voltage Vp and supplies it to the A / D converter 83. LPF
The cutoff frequency of 82 is lower than half the sampling frequency of the A / D converter 83. As a result, aliasing noise generated in the A / D conversion processing by the A / D converter 83 is removed.
【００３４】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。Each time the CPU 3 supplies the digital conversion signal Sd, the A / D converter 83 converts the noise-removed voltage Vp into a digital signal at a predetermined sampling period, and digitizes the voltage Vp. Are supplied to the sampling memory 84 every sampling cycle.
【００３５】つぎに、表面電極Ｌｃ（図２参照）は、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。Next, the surface electrode Lc (see FIG. 2) is attached to the right instep L of the subject by the suction method.
The surface electrode Lc and the coupling capacitor 90 (see FIG. 1) are connected by a coaxial cable (not shown), and the shield portion of the coaxial cable is grounded.
【００３６】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、測定信号（プローブ電流
Ｉａ）が被験者の体Ｂに送出されると、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。The I / V converter 91 has two surface electrodes H
The current flowing between c and Lc is detected and converted into a voltage. That is, when the measurement signal (probe current Ia) is sent to the body B of the subject, the I / V converter 91 detects the probe current Ia flowing between the right limbs of the subject, converts it into the voltage Vc, and then the LPF 92. Supply to.
【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。The LPF 92 removes high frequency noise from the input voltage Vc and supplies it to the A / D converter 93.
The cutoff frequency of the LPF 92 is lower than half the sampling frequency of the A / D converter 93. Also in this case, A /
The aliasing noise generated in the A / D conversion processing by the D converter 93 is removed.
【００３８】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。上述したＡ
／Ｄ変換器８３，９３等による測定は、測定信号が被験
者の体Ｂに送出されてから過渡現象が安定するまでの所
定時間が経過した後に、ＣＰＵ３からの指示に応じて開
始される。Each time the CPU 3 supplies the digital conversion signal Sd, the A / D converter 93 converts the noise-free voltage Vc into a digital signal at a predetermined sampling period, and digitizes the voltage Vc. Are supplied to the sampling memory 94 every sampling cycle. A mentioned above
The measurement by the / D converters 83, 93 and the like is started in response to an instruction from the CPU 3 after a predetermined time elapses from when the measurement signal is sent to the body B of the subject until the transient phenomenon stabilizes.
【００３９】ＣＰＵ３は、ＲＯＭ６に記憶された処理プ
ログラムに従って、出力処理回路を制御して測定信号を
被験者の体Ｂに継続して送出すると共に、入力処理回路
を制御して測定を最初は待機状態にする。その後、所定
のサンプリング周期で、検出電圧Ｖｐ，Ｖｃを所定の回
数サンプリングした後に、以下に示す生体電気インピー
ダンス等の各種物理量の算出を行う。The CPU 3 controls the output processing circuit according to the processing program stored in the ROM 6 to continuously send the measurement signal to the body B of the subject, and controls the input processing circuit to wait for the measurement at first. To After that, the detected voltages Vp and Vc are sampled a predetermined number of times at a predetermined sampling cycle, and then various physical quantities such as bioelectrical impedances described below are calculated.
【００４０】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。First, the voltages Vp and Vc, which are functions of time, stored in the sampling memories 84 and 94 are sequentially read out and subjected to Fourier transform, respectively, to obtain the voltages Vp (f) and Vc (f) (which are functions of frequency). (f is the measurement frequency)
After the conversion, the averaging is performed to calculate the bioelectrical impedance Z (f) [= Vp (f) / Vc (f)] for each frequency.
【００４１】つぎに、ＣＰＵ３は、周波数毎の生体電気
インピーダンスＺ（ｆ）のプロットを行い、更に最小二
乗法等の演算手法を駆使してカーブフィッティングを行
うことでインピーダンス軌跡Ｄ（図５参照）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。Next, the CPU 3 plots the bioelectrical impedance Z (f) for each frequency, and further performs curve fitting by making use of a computing method such as the least squares method to obtain the impedance locus D (see FIG. 5). Ask for.
Further, from the obtained impedance locus D, the bioelectric impedance R0 of the body B of the subject at the time of frequency 0 and the bioelectric impedance R∞ at the time of infinite frequency are calculated,
From the calculation results, the intracellular fluid resistance and the extracellular fluid resistance of the body B of the subject are calculated.
【００４２】さらに、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、除脂肪重量、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）等の物理量を算出する。
最後に、算出された各データを表示コントローラとＬＣ
Ｄ等からなる表示部４に表示する。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。Further, based on the calculated intracellular fluid resistance and extracellular fluid resistance, and the human body characteristic data such as the height, weight, sex and age of the subject inputted from the keyboard 1, etc. Using the built-in body composition estimation formula, the body fat percentage, fat weight, lean body mass, intracellular fluid volume, extracellular fluid volume of the subject's body B and the total body water content (body fluid volume) And calculate the physical quantity.
Finally, each calculated data is displayed on the display controller and LC.
It is displayed on the display unit 4 including D and the like. Next, the operation of the bioelectrical impedance measuring device according to the present embodiment will be described.
【００４３】図３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により被験者の体Ｂに送出される測
定信号の波形及び計測タイミングを例示する図である。
この図３は、２回の連続測定（Ｎ＝２）を行う場合を例
示しており、時系列処理の点で図６の処理に対応してい
る。FIG. 3 is a diagram exemplifying waveforms and measurement timings of measurement signals sent to the body B of the subject by the bioelectrical impedance measuring apparatus according to this embodiment.
FIG. 3 exemplifies a case where two consecutive measurements (N = 2) are performed, and corresponds to the processing of FIG. 6 in terms of time series processing.
【００４４】まず、図２を参照して、測定に先だって、
２個の表面電極Ｈｃ，Ｈｐは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。First, referring to FIG. 2, prior to measurement,
The two surface electrodes Hc, Hp are on the back H of the subject's right hand,
The two surface electrodes Lp and Lc are attached to the right instep portion L of the subject by the suction method. At this time, the surface electrodes Hc and Lc are attached to a part farther from the center of the human body than the surface electrodes Hp and Lp.
【００４５】つぎに、測定者（又は被験者自身）によ
り、キーボード１から被験者の身長、体重、性別及び年
齢等の人体特徴項目が入力されると共に、連続測定回数
Ｎ等が設定される。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。Next, the measurer (or the subject himself / herself) inputs the human body characteristic items such as the height, weight, sex and age of the subject from the keyboard 1 and sets the number N of continuous measurements. The data and setting values input from the keyboard 1 are stored in the RAM 5.
【００４６】つぎに、測定者（又は被験者自身）によ
り、キーボード１の測定開始スイッチがオンされる。Ｃ
ＰＵ３は、まず所定の初期設定を行った後、測定信号発
生器７２に信号発生指示信号を送出する。この初期設定
には、上述したインピーダンス軌跡Ｄ（図５参照）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。Next, the measurer (or the subject himself) turns on the measurement start switch of the keyboard 1. C
The PU 3 first sends a signal generation instruction signal to the measurement signal generator 72 after performing a predetermined initial setting. This initial setting includes the total number of samples in the impedance locus D (see FIG. 5) described above, the sampling cycle of the A / D converters 83 and 93, the process of calculating the generation timing of the digital conversion signal Sd, and the like.
【００４７】これにより、測定信号発生器７２は、プロ
ーブ電流Ｉａ（測定信号）を所定回数繰り返し生成し、
ＬＰＦ７３、カップリングコンデンサ７４、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）に測定
信号を送出する。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。
上述したように、測定信号が被験者の体Ｂに送出された
直後には、過渡現象が生じる（図３参照）。このため、
測定信号の波形が安定するまで数ｍ秒の待ち時間Ｔ１を
要する。本実施の形態では、待ち時間Ｔ１は約３.２ｍ
秒である。As a result, the measurement signal generator 72 repeatedly generates the probe current Ia (measurement signal) a predetermined number of times,
The measurement signal is sent to the surface electrode Hc (see FIG. 2) attached to the back H of the subject through the LPF 73, the coupling capacitor 74, and the measurement cable 10 that is a double shielded wire. As a result, a measurement signal of about 500 to 800 μA flows through the body B of the subject from the surface electrode Hc.
As described above, a transient phenomenon occurs immediately after the measurement signal is sent to the body B of the subject (see FIG. 3). For this reason,
A waiting time T1 of several milliseconds is required until the waveform of the measurement signal stabilizes. In this embodiment, the waiting time T1 is about 3.2 m.
Seconds.
【００４８】この待ち時間Ｔ１が経過した後、データ取
込み時間Ｔ２となる。本実施の形態では、データ取込み
時間Ｔ２は約４００μ秒である。このデータ取込み時間
Ｔ２では、上述した出力処理回路による測定信号の送
出、及び入力処理回路による被験者の所定部位間の電
圧、電流値の測定が実質的に同時に実行される。測定結
果である電圧及び電流値は、サンプリングメモリ８４，
９４に記憶される。After the waiting time T1 has elapsed, the data acquisition time T2 is reached. In the present embodiment, the data acquisition time T2 is about 400 μsec. At the data acquisition time T2, the output of the measurement signal by the output processing circuit and the measurement of the voltage and current value between the predetermined parts of the subject by the input processing circuit are executed substantially at the same time. The voltage and current values as the measurement results are stored in the sampling memory 84,
It is stored in 94.
【００４９】具体的には、測定信号Ｉａが被験者の体Ｂ
に送出されると、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。一方、Ｉ／Ｖ変換器９１では、
表面電極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（測定信号）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。Specifically, the measurement signal Ia is the body B of the subject.
To the A / D converter 83 via the LPF 82, the voltage Vp generated between the right limb to which the surface electrodes Hp and Lp are attached is detected in the differential amplifier 81 of the measurement processing unit 2. Supplied. On the other hand, in the I / V converter 91,
A probe current Ia (measurement signal) flowing between the right limbs to which the surface electrodes Hc and Lc are attached is detected, converted into a voltage Vc, and then supplied to the A / D converter 93 via the LPF 92. At this time, the CPU 3 supplies the digital conversion signal Sd to the A / D converters 83 and 93 at each sampling cycle.
【００５０】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。Each time the A / D converter 83 receives the supply of the digital conversion signal Sd, it converts the voltage Vp into a digital signal and supplies it to the sampling memory 84. The sampling memory 84 sequentially stores the digitized voltage Vp. On the other hand, in the A / D converter 93, each time the digital conversion signal Sd is supplied, the voltage Vc is converted into a digital signal and supplied to the sampling memory 94. The sampling memory 94 sequentially stores the digitized voltage Vc.
【００５１】この１回目の測定におけるデータ取込み時
間Ｔ２が経過した後、上述したＣＰＵ３による生体電気
インピーダンス等の各種物理量の算出処理が実行される
（図３参照）。本実施の形態では、算出処理に要する計
算時間は、データ取込み時間Ｔ２と同じ約４００μ秒で
実行される。After the data acquisition time T2 in the first measurement has elapsed, the CPU 3 executes the calculation processing of various physical quantities such as bioelectrical impedance (see FIG. 3). In the present embodiment, the calculation time required for the calculation process is approximately 400 μsec, which is the same as the data acquisition time T2.
【００５２】また、この計算時間Ｔ２では、出力処理回
路、特に、測定信号発生器７２は、ＣＰＵ３からの指示
に応じて、被験者の体Ｂに測定信号を継続して送出す
る。また、入力処理回路、特に、Ａ／Ｄ変換器８３，９
３は、ＣＰＵ３からの指示に応じて、次の測定の待機状
態になる。したがって、計算時間Ｔ２では、測定信号の
送出は行われても、Ａ／Ｄ変換器８３，９３によるＡ／
Ｄ変換処理は実行されない。At the calculation time T2, the output processing circuit, particularly the measurement signal generator 72, continuously sends the measurement signal to the body B of the subject in response to the instruction from the CPU 3. Further, the input processing circuit, especially the A / D converters 83 and 9
3 enters a standby state for the next measurement in response to an instruction from the CPU 3. Therefore, at the calculation time T2, even if the measurement signal is transmitted, the A / D converters 83 and 93 perform A / D conversion.
The D conversion process is not executed.
【００５３】具体的な算出処理について説明する。ＣＰ
Ｕ３は、プローブ電流Ｉａ（測定信号）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Ｖ
ｐ，Ｖｃを逐次読み出す。つぎに、読み出された電圧Ｖ
ｐ，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）を算出す
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）（＝Ｖ
ｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ））を算出する。A specific calculation process will be described. CP
In U3, the number of repetitions of the probe current Ia (measurement signal) is
When the preset number of times is reached, first, the voltage V stored in the sampling memories 84 and 94, which is a function of time, is stored.
p and Vc are sequentially read. Next, the read voltage V
Fourier transform processing is performed on each of p and Vc to calculate voltages Vp (f) and Vc (f) (f is a frequency) that is a function of frequency. After that, these voltages Vp (f) and Vc (f) are averaged, and bioelectric impedance Z (f) (= V
Calculate p (f) / Vc (f)).
【００５４】つぎに、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
小二乗法等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
る。つぎに、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軸座標
値に相当）とを算出する。この算出結果から、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。Next, the CPU 3 performs curve fitting by a calculation method such as the least square method based on the calculated bioelectrical impedance Z (f) for each frequency, and the impedance locus D as shown in FIG. Ask for. Next, from the obtained impedance locus D, the bioelectrical impedance R0 of the body B of the subject at the time of frequency 0 is obtained.
And the bioelectrical impedance R ∞ at an infinite frequency (corresponding to the X-axis coordinate value of the point where the arc of the impedance locus D intersects the X-axis). From this calculation result, the intracellular fluid resistance and the extracellular fluid resistance of the subject's body B are calculated.
【００５５】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。そして、算出された各データをＲＡＭ５に記
憶すると共に、表示部４に表示する。Further, the CPU 3 pre-processes a program based on the calculated intracellular fluid resistance and extracellular fluid resistance, and the human body characteristic data such as the height, weight, sex and age of the subject input from the keyboard 1. Using the body composition estimation formula incorporated in the body, the body fat percentage of the subject's body B, fat weight, lean mass, intracellular fluid resistance, extracellular fluid resistance, and total body water content ( The amount of body fluid) is calculated. Then, each calculated data is stored in the RAM 5 and displayed on the display unit 4.
【００５６】この算出処理に実質的に連続して、２回目
の測定によるデータ取込み時間Ｔ２になる。これは、１
回目の計算時間Ｔ２の後、ＣＰＵ３が、２回目の測定を
連続して実行すべく、入力処理回路、特に、次の測定の
待機状態にあるＡ／Ｄ変換器８３，９３を制御して、２
回目の測定を実行する。この測定結果となる電圧及び電
流値は、サンプリングメモリ８４，９４に記憶される
（図３参照）。Subsequent to this calculation process, the data acquisition time T2 for the second measurement is reached. This is 1
After the second calculation time T2, the CPU 3 controls the input processing circuit, particularly the A / D converters 83 and 93 in the standby state for the next measurement, in order to continuously execute the second measurement, Two
Perform the second measurement. The voltage and current values as the measurement result are stored in the sampling memories 84 and 94 (see FIG. 3).
【００５７】この２回目の測定によるデータ取込み時間
Ｔ２に続いて、計算時間Ｔ２になる。ここでは、連続測
定回数Ｎ＝２であるから次の測定は実行されない。そこ
で、ＣＰＵ３は、出力処理回路、特に、測定信号発生器
７２を制御して測定信号の送出を終了する。また、入力
処理回路、特に、Ａ／Ｄ変換器８３，９３に対して測定
を停止する。これらの制御と実質的に同時に、１回目の
算出処理と同様、生体電気インピーダンス等の各種物理
量の算出処理を実行する（図３参照）。以上により、所
定の連続測定回数（Ｎ＝２）に基づいて、生体電気イン
ピーダンス測定装置による処理が終了される。The calculation time T2 follows the data acquisition time T2 obtained by the second measurement. Here, since the number of continuous measurements N = 2, the next measurement is not executed. Therefore, the CPU 3 controls the output processing circuit, in particular, the measurement signal generator 72 to end the transmission of the measurement signal. Further, the measurement is stopped for the input processing circuit, particularly for the A / D converters 83 and 93. Substantially simultaneously with these controls, similar to the first calculation process, the calculation process of various physical quantities such as bioelectrical impedance is executed (see FIG. 3). As described above, the process by the bioelectrical impedance measuring device is completed based on the predetermined number of continuous measurements (N = 2).
【００５８】このように、本実施の形態による生体電気
インピーダンス測定装置は、２回以上の測定を連続して
行う場合、データ取込み時間Ｔ２で送出した測定信号
を、計算時間Ｔ２でも継続して送出し続ける。一般的に
は、Ｎ−１（Ｎは２以上の整数）回目の測定終了時か
ら、Ｎ回目の測定開始時まで測定信号を被験者の体Ｂに
継続して送出する。具体的には、周期的な波形を有する
測定信号をデータ取込み時間、計算時間を問わず送出し
続けることにより、２回目以降の測定では、個々に待ち
時間を設けることなく測定を行うことができ、高速かつ
連続した測定を実現できる。As described above, in the bioelectrical impedance measuring apparatus according to the present embodiment, when the measurement is performed twice or more continuously, the measurement signal transmitted at the data acquisition time T2 is continuously transmitted at the calculation time T2. Keep doing In general, the measurement signal is continuously sent to the body B of the subject from the end of the N-1th (N is an integer of 2 or more) measurement to the start of the Nth measurement. Specifically, by continuously sending out a measurement signal having a periodic waveform regardless of the data acquisition time or the calculation time, the second and subsequent measurements can be performed without waiting individually. High speed and continuous measurement can be realized.
【００５９】例えば、先に示した図６の例では、各測定
（データ取込み及び計算）毎に待ち時間を設ける必要が
あるが、図３の例では、１回目の測定時のみでよい。具
体的には、Ｎ回の連続測定を行う場合、前者であれば、
Ｎ×（待ち時間Ｔ１＋データ取込み時間Ｔ２＋計算時間
Ｔ２）（＝Ｎ×（３.２ｍ秒＋４００μ秒＋４００μ
秒）＝Ｎ×（４ｍ秒））である。一方、後者であれば、
待ち時間Ｔ１＋Ｎ×（データ取込み時間Ｔ２＋計算時間
Ｔ２）（＝３.２ｍ秒＋Ｎ×（４００μ秒＋４００μ
秒）＝３.２＋Ｎ×０.８ｍ秒）でよい。この両者の比較
から、連続測定回数Ｎの増加に応じて、本実施の形態に
よる構成により、より高速かつ連続な測定が実現される
ことがわかる。For example, in the example of FIG. 6 shown above, it is necessary to provide a waiting time for each measurement (data acquisition and calculation), but in the example of FIG. 3, only the first measurement is required. Specifically, when performing continuous measurement N times, if the former,
N × (wait time T1 + data acquisition time T2 + calculation time T2) (= N × (3.2 msec + 400 μsec + 400 μ
Second) = N × (4 msec)). On the other hand, if the latter,
Waiting time T1 + N × (data acquisition time T2 + calculation time T2) (= 3.2 msec + N × (400 μsec + 400 μ
Second) = 3.2 + N × 0.8 msec). From the comparison between the two, it can be seen that, as the number of continuous measurements N increases, the configuration according to the present embodiment realizes higher speed and continuous measurement.
【００６０】また、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。Further, as the probe current Ia, energy is dispersed in about 1 ms even though it contains many frequency components, and the amplitude of the frequency spectrum is substantially flat over the entire frequency range. In measuring the state of body fat and the distribution of water in the body, it is possible to remove the influence of respiration and pulse without damaging the living body, and it is possible to measure the SN ratio over the entire frequency range. Further, the measurement signal can be generated only from the shift register and the plurality of logic circuits, which greatly simplifies the configuration.
【００６１】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。Further, since the bioelectrical impedance at the time of infinite frequency is obtained by using the curve fitting method such as the least square method, the influence of stray capacitance and external noise can be avoided, and the capacitance component of the cell membrane is not included. Pure extracellular fluid resistance and intracellular fluid resistance can be determined. Although the embodiments of the present invention have been described in detail above with reference to the drawings, the specific configuration is not limited to these embodiments, and changes in design within the scope not departing from the gist of the present invention, etc. There may be.
【００６２】例えば、上記実施の形態では、表面電極Ｈ
ｃ及び表面電極Ｌｃを介して被験者に送出される電流値
を測定し、また、表面電極Ｈｐ及び表面電極Ｌｐを介し
て所定の２ヶ所の表面部位間に生じる電圧値を測定して
いる。他の形態として、例えば、表面電極Ｈｃ及び表面
電極Ｌｃにより上記電流値及び電圧値を測定するように
構成してもよく（いわゆる２端子法）、表面電極の数は
本発明を限定するものではない。For example, in the above embodiment, the surface electrode H
The current value sent to the subject through c and the surface electrode Lc is measured, and the voltage value generated between two predetermined surface portions is measured through the surface electrode Hp and the surface electrode Lp. As another mode, for example, the current value and the voltage value may be measured by the surface electrode Hc and the surface electrode Lc (so-called two-terminal method), and the number of surface electrodes does not limit the present invention. Absent.
【００６３】また、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
よく、このようにすれば、体脂肪率等の測定だけでな
く、各種医療機器（例えば、透析の状態測定）への適用
が期待できる。また、電極の取り付け箇所は、手や足に
は限定されない。The bioelectrical parameters to be calculated are not limited to bioelectrical impedance, impedance locus, extracellular fluid resistance and intracellular fluid resistance, and bioelectrical admittance, admittance locus, bioelectrical impedance or bioelectrical admittance, extracellular It may be a temporal change amount such as fluid resistance and intracellular fluid resistance or a part thereof, and in this way, not only measurement of body fat percentage etc. but also various medical devices (for example, dialysis state measurement) ) Can be expected to be applied. Moreover, the attachment location of the electrodes is not limited to the hands and feet.
【００６４】また、上記実施の形態では、ＣＰＵ３によ
るフーリエ変換処理により生体電気インピーダンスを算
出している。本発明は、これに限定されず、時間領域で
示される関数を周波数領域で示される関数に変換するよ
うな演算手法を用いるものであればよい。Further, in the above embodiment, the bioelectrical impedance is calculated by the Fourier transform processing by the CPU 3. The present invention is not limited to this, and may be any one that uses a calculation method for converting a function shown in the time domain into a function shown in the frequency domain.
【００６５】さらに、上記実施の形態では、ＣＰＵ３
は、時分割処理を行っている。具体的には、データ取込
み時間の経過後に、計算時間で（１）測定信号の継続送
出、及び（２）生体電気インピーダンス等の物理量の算
出を行っている。ここでは、計算時間Ｔ２に被験者の体
Ｂに送出される測定信号は、データ取込み時間Ｔ２にお
ける測定信号と同一波形であるが、電圧及び電流値の測
定の対象にはなっていない。他の形態として、被験者の
体Ｂに送出される全ての測定信号を測定の対象となるよ
うに制御する構成としてもよい。この場合、上記データ
取込み時間及び計算時間でのＣＰＵ３の処理が実質的に
同時に実行される。Further, in the above embodiment, the CPU 3
Is performing time division processing. Specifically, after the lapse of the data acquisition time, (1) the continuous transmission of the measurement signal and (2) the calculation of the physical quantity such as the bioelectrical impedance is performed in the calculation time. Here, the measurement signal sent to the body B of the subject at the calculation time T2 has the same waveform as the measurement signal at the data acquisition time T2, but is not the target of the voltage and current value measurement. As another form, all the measurement signals transmitted to the body B of the subject may be controlled so as to be the target of measurement. In this case, the processing of the CPU 3 at the data acquisition time and the calculation time is executed substantially at the same time.
【００６６】以上から、実施の形態の生体電気インピー
ダンス測定装置は、測定信号供給手段（測定信号発生器
７２等）、電流測定手段（Ｉ／Ｖ変換器９１等）、電圧
測定手段（差動増幅器８１等）、及び演算手段（ＣＰＵ
３）により構成される。測定信号供給手段は、プローブ
電流Ｉａ（測定信号）を生成し、被験者の体Ｂ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及びＬｃを介して、被験者の体Ｂに送出する。
電流測定手段は、被験者の体Ｂに送出される測定信号の
電流値を測定する。電圧測定手段は、被験者の体Ｂの互
いに隔たる所定の２箇所の表面部位間に生じる電圧値を
測定する。From the above, the bioelectrical impedance measuring device of the embodiment is provided with the measuring signal supplying means (the measuring signal generator 72 and the like), the current measuring means (the I / V converter 91 and the like) and the voltage measuring means (the differential amplifier). 81, etc.) and arithmetic means (CPU
3). The measurement signal supply means generates a probe current Ia (measurement signal), and conducts through the surface electrodes Hc and Lc electrically conductively attached to two predetermined surface portions of the body B of the subject, which are separated from each other, to the body of the subject. Send to B.
The current measuring means measures the current value of the measurement signal sent to the body B of the subject. The voltage measuring means measures a voltage value generated between two predetermined surface portions of the body B of the subject that are separated from each other.
【００６７】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から、被験者の表面部
位間の電気特性を算出する。この時、測定信号供給手段
は、電流及び電圧測定手段による今回の測定終了から次
回の測定開始まで被験者に測定信号を継続して送出す
る。この構成を実現することにより、ＣＰＵ３の処理形
態に関係なく、１回目の測定前に待ち時間を設けるだけ
で、高速かつ連続な測定を行うことができる。The calculating means calculates the electric characteristics between the surface parts of the subject from the current value and the voltage value measured by the current and voltage measuring means, respectively. At this time, the measurement signal supply means continuously sends the measurement signal to the subject from the end of the current measurement by the current and voltage measurement means to the start of the next measurement. By implementing this configuration, regardless of the processing mode of the CPU 3, it is possible to perform high-speed and continuous measurement simply by providing a waiting time before the first measurement.
【００６８】また、上記実施の形態のように、測定信号
供給手段が、電流及び電圧測定手段による測定が待機状
態であって、演算手段が電気特性を算出している間も被
験者に測定信号を継続して送出する場合には、演算手段
は、データ取込み時間、計算時間での各処理を時分割で
実行することができる。Further, as in the above-described embodiment, the measurement signal supply means outputs the measurement signal to the subject while the current and voltage measurement means is in the standby state and the calculation means calculates the electrical characteristics. In the case of continuous transmission, the arithmetic means can execute each processing in the data acquisition time and the calculation time in a time division manner.
【００６９】また、上記実施の形態では、生体電気イン
ピーダンス等の物理量を最終的に算出する装置に適用し
ている。本発明はこれに限定されず、算出された物理量
を用いて、例えば、心拍（心臓の拍動）、呼吸をモニタ
する装置等、ダイナミックな電気特性を測定する装置に
も適用可能である。Further, the above-described embodiment is applied to an apparatus for finally calculating a physical quantity such as bioelectrical impedance. The present invention is not limited to this, and is also applicable to a device that measures dynamic electrical characteristics, such as a device that monitors a heartbeat (beat of the heart) or respiration, using the calculated physical quantity.
【００７０】[0070]
【発明の効果】本発明の電気特性測定装置によれば、測
定信号を生成し始める際の過渡現象期間を短くして、生
体電気インピーダンス等、生体の電気特性を高速かつ連
続して測定することができる。According to the electrical characteristic measuring apparatus of the present invention, the transient phenomenon period at the time of starting the generation of the measurement signal is shortened to measure the electrical characteristic of the living body such as the bioelectrical impedance at high speed and continuously. You can
【図１】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。FIG. 1 is a block diagram showing an electrical configuration of a bioelectrical impedance measuring device according to the present embodiment.
【図２】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。FIG. 2 is a diagram schematically showing a usage state of the bioelectrical impedance measuring device according to the present embodiment.
【図３】本実施の形態による生体電気インピーダンス測
定装置により被験者の体Ｂに送出される測定信号の波形
及び計測タイミングを例示する図である。FIG. 3 is a diagram exemplifying waveforms and measurement timings of measurement signals sent to the body B of a subject by the bioelectrical impedance measurement device according to the present embodiment.
【図４】人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）で
ある。FIG. 4 is an electrical equivalent circuit diagram (equivalent circuit model) of a human body.
【図５】従来の生体電気インピーダンス測定装置により
測定されるインピーダンス軌跡の表示例を示す図であ
る。FIG. 5 is a diagram showing a display example of impedance loci measured by a conventional bioelectrical impedance measuring device.
【図６】従来の生体電気インピーダンス測定装置により
被験者の体Ｂに送出される測定信号の波形及び計測タイ
ミングを例示する図である。FIG. 6 is a diagram exemplifying waveforms and measurement timings of measurement signals sent to a body B of a subject by a conventional bioelectrical impedance measuring device.
１ キーボード２ 測定処理部３ ＣＰＵ４ 表示部５ ＲＡＭ６ ＲＯＭ１０ 測定用ケーブル７１ ＰＩＯ（パラレル・インタフェース）７２ 測定信号発生器７３，８２，９２ ＬＰＦ７４，８０ａ，８０ｂ，９０ カップリングコンデンサ８１ 差動増幅器８３，９３ Ａ／Ｄ変換器８４，９４ サンプリングメモリ1 keyboard2 Measurement processing unit3 CPU4 Display5 RAM6 ROM10 Measurement cable71 PIO (parallel interface)72 Measurement signal generator73, 82, 92 LPF74, 80a, 80b, 90 Coupling capacitors81 Differential amplifier83,93 A / D converter84,94 sampling memory
─────────────────────────────────────────────────────フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C027 AA06 4C038 SS04 SS09 SV03 ─────────────────────────────────────────────────── ───Continued front page F-term (reference) 4C027 AA06 4C038 SS04 SS09 SV03
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