(57)【要約】【課題】より短時間での測定を可能にするとともに、データ蓄積用のメモリを増やすことなく、より量子化誤差や非同期ノイズを低減させる。【解決手段】Ｍ系列信号発生器１１で生成された測定信号を被験者の体に投入し、投入された測定信号の電流値を測定するための電流増幅器１５、アナログフィルタ１６及びＡ／Ｄ変換器１７と、被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に付けられた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差動増幅器１８、アナログフィルタ１９及びＡ／Ｄ変換器２０と、これらＡ／Ｄ変換器１７，２０によるＡ／Ｄ変換データを一時記憶するためのサンプリングメモリ２１とを備えており、ＣＰＵ１０は、Ｍ系列信号の１周期前までの同期加算データとＡ／Ｄ変換データとを同期加算した上でサンプリングメモリ２１に上書きで記憶する処理をＮ回行う。【選択図】  図１
2004337308.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
周期が異なる複数の符号系列信号を含む測定信号を発生する信号発生器と、被測定物からの応答信号を前記符号系列信号の少なくとも１つの周期で同期加算して前記被測定物の電気特性を測定する演算手段とを備える電気特性測定装置において、
前記演算手段は、被測定物からの応答信号を測定する測定間隔の期間に前記同期加算を行うことを特徴とする電気特性測定装置。
【請求項２】
前記信号発生器は、周期Ｔ＊（  ２ｎ  −１）  ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号と、周期Ｔ＊Ｎ＝２＊Ｗで（Ｎは２以上の整数）最初のＷ期間が１で残りのＷ期間が０である信号とを時分割で発生し、前記演算手段は、前記Ｍ系列信号に同期した加算をＮ回行うことを特徴とする請求項１に記載の電気特性測定装置。
【請求項３】
周期が異なる複数の符号系列信号を含む測定信号を生成し、生成した測定信号を被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けられた第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られた第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前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一時記憶するための記憶手段と、
該記憶手段に記憶された電流値及び電圧値により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、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おり、
前記演算手段は、前記符号系列の内一つの系列の１周期前までの同期加算値と今回の測定値を測定毎に加算した上で前記記憶手段に記憶することを特徴とする電気特性測定装置。
【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、被験者の体脂肪の状態や体水分分布を推計するのに有用な電気特性測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
本出願人は、Ｍ系列信号を使用した生体インピーダンス測定装置である電気特性測定装置をすでに出願している（特許文献１参照）。
【０００３】
この装置では、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。
【０００４】
以下、その従来技術を説明する。
【０００５】
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披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）。
【０００６】
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。
【０００７】
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。
【０００８】
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つの電気特性値である。この臨界周波数ｆｃ  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。
【０００９】
図７は、人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。
【００１０】
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。
【００１１】
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も知られている（例えば、特許文献２参照）。
【００１２】
まず、呼吸の影響について説明する。
【００１３】
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。
【００１４】
生体電気インピーダンスは細胞膜容量Ｃｍ  （図７参照）の影響を受けるが、この容量Ｃｍ  が呼吸によって変化する。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。
【００１５】
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。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態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。
【００１６】
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、０．１μｓｅｃ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ためばかりか、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。
【００１７】
そこで、被験者の体にＭ系列符号信号からなるプローブ電流を流し、流れる電流と電極間の電圧とを検出し、それぞれをフーリエ変換して、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し、生体電気インピーダンス等を表示する方法が考えられる。
【００１８】
しかし、この方法ではハードウェアの出力信号に同期しないノイズがＡ／Ｄ変換器の１ビットより大きく存在しているときは、加算平均を取ることにより、量子化誤差（１ビット分）と非同期ノイズの両方が減少するが、非同期ノイズが小さい場合は、量子化誤差が減少せず、測定値に重大な悪影響を及ぼす。
【００１９】
そのため、上記特許文献１の電気特性測定装置は、量子化誤差を減少させ、ハードウエアの非同期ノイズが存在する場合でも、信号のＳＮ比を増大させることができるように、ＣＰＵと、Ｍ系列発生器及び矩形波発生器と、時分割器と、アナログフィルタと、電圧差動増幅器と、電流増幅器と、電圧用及び電流用のアナログフィルタと、電圧用及び電流用のＡ／Ｄ変換器とで構成している。すなわち、電気信号を時分割し、周期の異なった複数の系列の信号を出力させ、Ａ／Ｄ変換器で変換された信号をこの系列の信号の一つの周期で同期加算を行う構成としたので、量子化誤差が減少して、ハードウエアの非同期ノイズが存在する場合でも、信号のＳＮ比を増大させることができる。
【００２０】
この場合、上記特許文献１の装置では、Ａ／Ｄ変換データをそのままサンプリングメモリに蓄積し、後から同期加算処理を行うようになっている。
【００２１】
この上記特許文献１の装置による同期加算処理について、図８のフローチャートを参照してもう少し詳しく説明する。
【００２２】
まず最初に、サンプリングメモリを初期化するとともに、データ格納アドレスをサンプリングメモリの先頭アドレスに設定する（ステップＳ２１）。次に、測定信号の出力を開始し（ステップＳ２２）、サンプリングのタイミングになると（ステップＳ２３でＹｅｓと判断されると）、Ａ／Ｄ変換器からＡ／Ｄ変換データを出力する（ステップＳ２４）。このＡ／Ｄ変換データをサンプリングメモリのデータ格納アドレスに格納した後（ステップＳ２５）、データ格納アドレスをインクリメント（＋１）する（ステップＳ２６）。このような処理を所定回数（Ｍ系列のＮ周期分）に達するまで繰り返す（ステップＳ２７でＹｅｓと判断されるまで繰り返す）。その結果、サンプリングメモリには、Ｍ系列信号の１周期分のＡ／Ｄ変換データが所定回数（Ｎ回）分格納されることになる。
【００２３】
この後、同期加算後データメモリを初期化するとともに、データ読み出しアドレスをサンプリングメモリの先頭アドレスに設定し（ステップＳ２８）、次に、データ格納アドレスを同期加算後データメモリの先頭アドレスに設定する（ステップＳ２９）。そして、データ読み出しアドレスのＡ／Ｄ変換データとデータ格納アドレスのＡ／Ｄ変換データとを同期加算して、再びデータ格納アドレスに格納した後（ステップＳ３０）、データ格納アドレスををインクリメント（＋１）する（ステップＳ３１）。このような処理（ステップＳ３０〜ステップＳ３１の処理）をＭ系列信号の１周期分に達するまで繰り返す（ステップＳ３２でＹｅｓと判断されるまで繰り返す）。これにより、１周期前までのＭ系列信号の同期加算データと今回の１周期分のＭ系列信号との同期加算処理が１回行われたことになる。
【００２４】
そして、このような処理（ステップＳ２９及びステップＳ３０〜ステップＳ３２の処理）を、所定回数（Ｎ回）繰り返す（ステップＳ３３でＹｅｓと判断されるまで繰り返す）。その結果、サンプリングメモリには、同期加算処理を所定回数（Ｎ回）行った後の１周期分のＭ系列信号が格納されることになる。
【００２５】
この後、ＣＰＵは、サンプリングメモリに格納されているＡ／Ｄ変換データ（時間の関数である電圧値）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値に変換した後、平均化を行い、周波数毎の生体電気インピーダンを算出する（ステップＳ３４）。次に、得られた周波数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算出し（ステップＳ３５）、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抵抗とを算出する（ステップＳ３６）。
【００２６】
ここで、上記ステップＳ２２〜ステップＳ２７の処理について、さらに具体的に説明する。
【００２７】
例えば、Ｍ系列発生器は、１．  ２５ＭＨｚで作動する周期５１１（＝２９  −１）のＭ系列信号を発生し、矩形波発生器は、周期（３２／１．  ２５ＭＨｚ）のデューティー５０％の矩形波を発生し、時分割器は、０．  ８μｓｅｃ＝１／１．  ２５ＭＨｚを４等分し、初めの３つの時間（０．  ６μｓｅｃ）はＭ系列発生器で発生したＭ系列信号を、後の１つの時間（０．  ２μｓｅｃ）は矩形波発生器で発生した矩形波信号を出力するように時分割するとする。一方、Ａ／Ｄ変換のサンプリング周期が２．  ５ＭＨｚ、分解能が８ｂｉｔ  であるとすると、このＡ／Ｄ変換データを時系列的に５１１×２×３２＝３２７０４個（ワード）のサンプリングメモリに蓄積している（電圧、電流データに対応してｄｖ（ｉ），ｄｉ（ｉ）  （ｉ＝０〜３２７０３  ）とする。ここでｉはｉ番目に変換されたデータを示す）。
【００２８】
すなわち、同期加算値をＤｖ（ｎ），Ｄｉ（ｎ）  （ｎ＝０〜１０２１）とすると、
Ｄｖ（ｎ）  ＝Σｄｖ（２＊５１１  ＊ｍ＋ｎ）
Ｄｉ（ｎ）  ＝Σｄｉ（２＊５１１  ＊ｍ＋ｎ）
となる。ここで和の記号Σはｍ＝０〜３１まで和をとるものとする。
【００２９】
【特許文献１】
特開２０００−３１６８２９号公報
【特許文献２】
特表平６−５０６８５４号公報
【００３０】
【発明が解決しようとする課題】
このように、上記特許文献１の装置では、Ａ／Ｄ変換データをそのままサンプリングメモリに蓄積し、後から同期加算処理を行う構成となっている。そのため、計測時間（測定信号を出力している期間）の他に、蓄積された膨大なデータ（３２７０４ワード）を同期加算処理する時間が必要になるといった問題があった。また、同期加算回数を増やす程、量子化誤差や非同期ノイズは低減するが、データを蓄積するサンプリングメモリのメモリ容量の制約で、充分な同期加算回数が得られないといった問題もあった。
【００３１】
本発明は係る問題点を解決すべく創案されたもので、その目的は、より短時間での測定を可能にするとともに、データ蓄積用のメモリを増やすことなく、より量子化誤差や非同期ノイズを低減させることのできる電気特性測定装置を提供することにある。
【００３２】
【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、周期が異なる複数の符号系列信号を含む測定信号を発生する信号発生器と、被測定物からの応答信号を前記符号系列信号の少なくとも１つの周期で同期加算して前記被測定物の電気特性を測定する演算手段とを備える電気特性測定装置において、前記演算手段は、被測定物からの応答信号を測定する測定間隔の期間に前記同期加算を行うことを特徴とする。また、前記信号発生器は、周期Ｔ＊（  ２ｎ  −１）  ビット（ｎは正の整数）のＭ系列信号と、周期Ｔ＊Ｎ＝２＊Ｗで（Ｎは２以上の整数）最初のＷ期間が１で残りのＷ期間が０である信号とを時分割で発生し、前記演算手段は、前記Ｍ系列信号に同期した加算をＮ回行うことを特徴とする。
【００３３】
より具体的に説明すると、本発明の電気特性測定装置は、周期が異なる複数の符号系列信号を含む測定信号を生成し、生成した測定信号を被験者の体の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けられた第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られた第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前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一時記憶するための記憶手段と、該記憶手段に記憶された電流値及び電圧値により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、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おり、前記演算手段は、前記符号系列の内一つの系列の１周期前までの同期加算値と今回の測定値を測定毎に加算した上で前記記憶手段に記憶することを特徴とする。
【００３４】
このような特徴を有する本発明によれば、Ａ／Ｄ変換したデータをそのまま蓄積するのではなく、Ｍ系列信号の１周期前までの同期加算データとＡ／Ｄ変換データとを同期加算してメモリに上書きする形で記憶する処理を、サンプリング毎に行うので、記憶手段の記憶容量は、Ｍ系列信号の１周期分の容量で済むことになる。具体的には、上記従来技術では、サンプリングメモリのメモリ容量が３２７０４ワード分（＝５１１×２×３２）必要であったが、本発明によれば、１０２２ワード分（＝５１１×２）ですむことになる。
【００３５】
また、今回のサンプリングと次回のサンプリングとの間の期間は、演算手段にとっては待ち状態であり、この期間に同期加算処理を実施することができるので、同期加算処理のための時間を別途取る必要がない。つまり、上記従来技術では、同期加算処理時間として、５１１×２×３２×Ａ＝３２．７０４Ａｍｓｅｃ（ただし、同期加算処理１回の処理時間をＡμｓｅｃとする）必要であったものが、本願発明では実質的に０時間となる。
【００３６】
つまり、本発明では、記憶手段の記憶容量が少なくてすむ上に、同期加算処理時間も実質的に無くなることになる。
【００３７】
【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。
【００３８】
本実施形態では、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適用した場合について詳細に説明する。
【００３９】
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。
【００４０】
この例の生体電気インピーダンス測定装置は、図１及び図２に示すように、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。ＣＰＵ（中央演算処理装置）１０は、装置各部を制御すると共に、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。このＣＰＵ１０には、処理プログラムを記憶するＲＯＭや、各種データ（例えば、被験者の身長、体重、性別、細胞外液や細胞内液の量等）を一時記憶するデータ領域及びＣＰＵ１０の作業領域が設定されるＲＡＭ等が接続される。
【００４１】
また、Ｍ系列発生器１１は、１．  ２５ＭＨｚで作動する周期５１１（＝２９  −１）のＭ系列信号を発生する。矩形波発生器１２は、周期（３２／１．  ２５ＭＨｚ）  のデューティー５０％の矩形波を発生する。時分割器１３は、１ビットの測定信号をある一定時間で時分割する。さらに、アナログフィルタ１４と、身体の所定の部位に貼り付けられる電極Ｈｃ  と、同じく身体の所定の部位に張り付けられる電極Ｈｐ，Ｌｐ，Ｌｃ  と、電圧差動増幅器１８と、電流増幅器１５と、アナログのアンチエリアシングフィルタからなるフィルタ１６，１９及びＡ／Ｄ変換器１７，２０とから構成されている。ＣＰＵ１０にはこの変換器１７，２０からの出力信号を記憶するサンプリングメモリ２１が接続される。
【００４２】
またこの他に、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、性別および年齢等の人体的特徴項目を入力したり、全測定時間や測定間隔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いるキーボードや、ＣＰＵ１０により算出された被験者の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データを表示する表示部を設けることもできる。
【００４３】
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１１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１１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９段（ｎ＝９）のＭ系列発生器１１を用いている。
【００４４】
「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（０．１μ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、これらの影響を受けることもない。さらに、例えば、デューティー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。
【００４５】
図２に、信号線ａ〜ｆの信号を示す。この図でａは１．２５ＭＨｚで動作する周期（５１１（＝２９  −１）／１．  ２５ＭＨｚ）のＭ系列信号であり、ｂは周期（３２／１．  ２５ＭＨｚ）のデューティ５０％の矩形波である。また、ｃは０．  ８μｓｅｃ＝１／１．  ２５ＭＨｚを４等分し、初めの３つの時間（０．  ６μｓｅｃ）はａを、後の０．２μｓｅｃはｂを出力するように信号を時分割器１３で切り替える制御信号であり、ｄはその出力信号である。
【００４６】
また、ｅ，ｆは受信器の電圧、電流に関する出力信号であり、この信号がＡ／Ｄ変換される。Ａ／Ｄ変換のサンプリング周期は２．５ＭＨｚであり、分解能は８ｂｉｔ  である。このＡ／Ｄ変換信号を時系列的に５１１×２＝１０２２個のサンプリングメモリ２１に蓄積する（電圧、電流データに対応してｄｖ（ｉ），ｄｉ（ｉ）  （ｉ＝０〜１０２１）とする。ここでｉはｉ番目に変換されたデータを示す）。ＣＰＵはＭ系列に対応して同期加算を行っており、この同期加算の手法が本発明の特徴であるが、これについては後述する。
【００４７】
次に測定信号処理について説明する。図３は、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。高電位出力端子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。
【００４８】
図１に示す電圧差動増幅器１８は、２つの表面電極Ｈｐ  と表面電極Ｌｐ  と間の電位（電位差）を検出する。すなわち、電圧差動増幅器１８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、アナログフィルタ１９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の生体電極インピーダンスによる電圧降下である。
【００４９】
アナログフィルタ１９は、上記電圧Ｖｐ  から高周波のノイズを除去し、Ａ／Ｄ変圧器２０へ供給する。アナログフィルタ１９のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器２０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２０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２０は、ＣＰＵ１０からのデジタル変換信号が供給される度に、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に供給する。
【００５０】
電流増幅器１５においては、電極Ｈｃ，Ｌｃ  が張り付けられた右手足の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、アナログフィルタを経てＡ／Ｄ変換器１７へ供給される。このとき、ＣＰＵ１０からは、サンプリング周期毎にＡ／Ｄ変換器１７，２０に対してデジタル変換信号が供給される。Ａ／Ｄ変換器１７では、デジタル変換信号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２１へ供給する。サンプリングメモリ２１は、デジタル化された電圧Ｖｃ  を順次記憶する。
【００５１】
ＣＰＵ１０は、ＲＯＭに記憶された処理プログラムに従って、測定を開始し、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、測定を停止する制御を行う他、以下の処理を行う。すなわち、ＣＰＵ１０は、まず、サンプリングメモリ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。
【００５２】
次に、ＣＰＵ１０は、得られた周波数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４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抵抗とを算出する。
【００５３】
従来の技術の欄では、人体の組織内細胞を単純な電気的等価回路（図７：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）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、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。したがって、この実施の形態では、実際に近い電気的等価回路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４に示すように中心が実軸より上がった円弧となる。
【００５４】
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の細胞内液抵抗、細胞外液抵抗、体脂肪率、脂肪重量、除脂肪体重、脂肪内液量、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）とからなる表示部に表示する。
【００５５】
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張り付ける（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張り付ける）。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ともに、測定開始から測定終了までの全測定時間や測定間隔等を設定する。キーボードから入力されたデータ及び設定値は、ＲＡＭに記憶される。
【００５６】
次に、測定者（又は被験者自身）が、キーボードの測定開始スイッチをオンにすると、ＣＰＵ１０は、まず、所定の初期設定を行った後、Ｍ系列発生器１１、矩形波発生器１２に信号発生指示信号を送出する。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、アナログフィルタ、図示しない同軸ケーブルを介して、被験者の手甲部Ｈに張り付けられた表面電極Ｈｃ  から被験者の体Ｂを流れ、最初の測定が開始される。
【００５７】
ＣＰＵ１０は、プローブ電流（測定信号）Ｉａ  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、これら電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）  基づいて、最小二乗法の演算手段により、カーブフィッテイングを行い、図４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。ちなみに従来技術で得られたインピーダンス軌跡Ｄを図９に示す。
【００５８】
そして、ＣＰＵ１０は、算出された細胞内抵抗とを細胞外抵抗、及びキーボード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する。
【００５９】
次に、ＣＰＵ１０は、全測定時間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、全測定時間が経過するまで繰り返す。
【００６０】
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の程度にエネルギーが分散し、しかも、１ビットの電気信号をある一定時間で分割し、周期の異なった複数の系列の信号を出力させ、Ａ／Ｄ変換器で変換された信号をその系列の信号の一つの周期で周期加算を行うので、体脂肪の状態や体内水分の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、量子化誤差が減少して、ハードウエアの非同期ノイズが存在する場合でも信号のＳＮ比が増大する。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。
【００６１】
また、最小二乗法によるカーブフィ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。
【００６２】
ここで、本発明に関わる同期加算処理について、図５に示すフローチャートを参照して説明する。
【００６３】
まず最初に、同期加算後データメモリであるサンプリングメモリ２１を初期化するとともに、データ読み出しアドレスをサンプリングメモリの先頭アドレスに設定する（ステップＳ１）。次に、測定信号の出力を開始し（ステップＳ２）、データ格納アドレスを同期加算後データメモリの先頭アドレスに設定する（ステップＳ３）。この後、サンプリングのタイミングになると（ステップＳ４でＹｅｓと判断されると）、Ａ／Ｄ変換器からＡ／Ｄ変換データを出力する（ステップＳ５）。そして、データ読み出しアドレスのＡ／Ｄ変換データとデータ格納アドレスのＡ／Ｄ変換データとを同期加算して、再びデータ格納アドレスに格納した後（ステップＳ６）、データ格納アドレスををインクリメント（＋１）する（ステップＳ７）。このような処理（ステップＳ４〜ステップＳ７の処理）をＭ系列信号の１周期分に達するまで繰り返す（ステップＳ８でＹｅｓと判断されるまで繰り返す）。これにより、１周期前のＭ系列信号の同期加算データと今回の１周期分のＭ系列信号との同期加算処理が１回行われたことになる。
【００６４】
そして、このような処理（ステップＳ３及びステップＳ４〜ステップＳ８の処理）を、所定回数（Ｎ回）繰り返す（ステップＳ９でＹｅｓと判断されるまで繰り返す）。その結果、同期加算後データメモリであるサンプリングメモリ２１には、同期加算処理を所定回数（Ｎ回）行った後の１周期分のＭ系列信号が格納されることになる。
【００６５】
この後、ＣＰＵは、サンプリングメモリに格納されているＡ／Ｄ変換データ（時間の関数である電圧値）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値に変換した後、平均化を行い、周波数毎の生体電気インピーダンを算出する（ステップＳ１０）。次に、得られた周波数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算出し（ステップＳ１１）、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抵抗とを算出する（ステップＳ１２）。
【００６６】
このように、本発明の同期加算処理によれば、Ａ／Ｄ変換したデータをそのまま蓄積するのではなく、Ｍ系列信号の１周期前までの同期加算データとＡ／Ｄ変換データとを同期加算してサンプリングメモリ２１に上書きする形で記憶する処理を、Ｍ系列信号の１周期分毎に行うので、サンプリングメモリ２１の記憶容量は、Ｍ系列信号の１周期分の容量で済むことになる。具体的には、上記従来技術では、サンプリングメモリのメモリ容量が３２７０４ワード分（＝５１１×２×３２）必要であったが、本発明によれば、１０２２ワード分（＝５１１×２）ですむことになる。
【００６７】
また、今回のサンプリングと次回のサンプリングとの間の期間は、ＣＰＵ１０にとっては待ち状態であり、この期間に同期加算処理を実施することができるので、同期加算処理のための時間を別途取る必要がない。つまり、上記従来技術では、同期加算処理時間として、５１１×２×３２×Ａ＝３２．７０４Ａｍｓｅｃ（ただし、同期加算処理１回の処理時間をＡμｓｅｃとする）必要であったものが、本発明では実質的に０時間となる。
【００６８】
さらに、量子化誤差低減のため同期加算回数を増やす（例えば、４倍の１２８回に増やす）ことを考えると、上記従来技術では、サンプリングメモリのメモリ容量が１３０８１６ワード分（＝５１１×２×１２８）必要であったが、本発明によれば、１０２２ワード分（＝５１１×２）ですむみ、増やす必要がない。また、測定時間については、上記従来技術及び本発明共に、５２ｍｓｅｃ（＝５１１×２×１２８／２．５ＭＨｚ）であるが、同期加算時間については、上記従来技術では、５１１×２×１２８×ａ＝１３０．８１６Ａｍｓｅｃ（ただし、同期加算処理１回の処理時間をＡμｓｅｃとする）必要であったものが、本発明では実質的に０時間となる。そして、同期加算回数を増やした結果、図６に示すように、量子化誤差は図４に示す場合よりもさらに低減されることになる。
【００６９】
以上、本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。
【００７０】
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よく、このようにすれば、体脂肪率等の測定だけではなく、各種医療制度（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、手や足には限定されない。
【００７１】
また、Ｍ系列発生器を構成するシフトレジスタや論理回路は、ハードウエア構成であると、ソフトウエアである構成とを問わない。また、上述の実施の形態では、アナログフィルタ１６，１９およびＡ／Ｄ変換器１７，２０とを用いたが、これらに代えて、縦続接続された１組のアナログフィルタ及びＡ／Ｄ変換器または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り替えスイッチとを設けてもよい。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。
【００７２】
さらに、上述の実施の形態では、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よく、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よい。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よい。
【００７３】
【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によれば、Ａ／Ｄ変換したデータをそのまま蓄積するのではなく、Ｍ系列信号の１周期前までの同期加算データとＡ／Ｄ変換データとを同期加算してサンプリングメモリに上書きする形で記憶する処理を、Ｍ系列信号の１周期分毎に行う構成としたので、サンプリングメモリの記憶容量は、Ｍ系列信号の１周期分の容量で済むことになる。また、量子化誤差低減のため同期加算回数を増やすことを考えた場合でも、測定時間については、従来技術の場合と同じ時間が必要であるが、その他の処理時間については影響がないため、十分な精度が得られる同期加算回数を任意に設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】信号線上に現れる信号を表す図である。
【図３】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４】本実施の形態による人体のインピーダンス軌跡を示す図である。
【図５】本発明による同期加算処理を説明するためのフローチャートである。
【図６】同期加算回数を増やした場合の本実施の形態による人体のインピーダンス軌跡を示す図である。
【図７】人体の組織内細胞を表す電気的等価回路図である。
【図８】従来技術による同期加算処理を説明するためのフローチャートである。
【図９】従来技術による人体のインピーダンス軌跡を示す図である。
【符号の説明】
１０  ＣＰＵ（演算手段）
１１  Ｍ系列発生器（信号発生器の一部）
１２  矩形波発生器（信号発生器の一部）
１３  時分割器（信号発生器の一部）
１４  アナログフィルタ
１５  電流増幅器
１６  アナログフィルタ
１７  Ａ／Ｄ変換器
１８  電圧差動増幅器
１９  アナログフィルタ
２０  Ａ／Ｄ変換器
２１  サンプリングメモリ
Ｈｃ  、Ｈｐ  、Ｈｃ  、Ｈｐ    表面電極
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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