(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定部位の外周上に配置した複数の電極と、
前記複数の電極のうち、順次選択される２つの電極間に電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定手段と、
測定値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布算出手段と、
得られた画像を表示する表示手段と、
を備えた体脂肪測定装置において、
前記導電率分布算出手段は、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電率との異方性に基づいて前記導電率分布の画像化を行う体脂肪測定装置。
【請求項２】
前記導電率分布算出手段は、所定のしきい値以下の導電率を有する前記断面上の領域に対しては、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電率とが等しいとして前記導電率分布の画像化を行う請求項１に記載の体脂肪測定装置。
【請求項３】
前記測定部位の外周上に配置した前記複数の電極の位置を検出することにより、 前記測定部位の断面の輪郭情報を測定する輪郭情報測定手段を有し、
前記導電率分布算出手段は、前記輪郭情報測定手段で測定された前記測定部位の断面の輪郭情報と前記測定値とに基づいて前記導電率分布の画像化を行う請求項１又は請求項２に記載の体脂肪測定装置。
【請求項４】
前記測定部位が腹部であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の体脂肪測定装置。
【請求項５】
前記導電率分布をしきい値と比較することにより、脂肪とそれ以外の組織を判別する脂肪判別手段を有する請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の体脂肪測定装置。
【請求項６】
前記脂肪判別手段による判別結果に基づいて、前記測定部位断面での脂肪面積を算出する脂肪量算出手段を有する請求項５に記載の体脂肪測定装置。
【請求項７】
前記脂肪量算出手段は、前記脂肪面積から被測定体の体脂肪率を算出することを特徴とする請求項６に記載の体脂肪測定装置。
【請求項８】
前記導電率分布をしきい値と比較することにより、脂肪とそれ以外の組織を判別する脂肪判別手段と、
前記脂肪判別手段により判別された脂肪の存在位置から脂肪を内臓脂肪と皮下脂肪に分類し、内臓脂肪面積と皮下脂肪面積を算出する脂肪量算出手段と、
を有する請求項４に記載の体脂肪測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、インピーダンスCT法によって測定部位断面の体脂肪分布を画像化し、体脂肪量を測定する体脂肪測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体内に蓄積される脂肪は、その蓄積部位から、皮下脂肪と内臓脂肪とに大別される。このうち特に内臓脂肪の蓄積は、糖尿病、高血圧、高脂血症といった疾病の誘発因子となることが最近の研究で判明し、健康の維持、増進のために内臓脂肪量の管理の重要性が認識されている。
【０００３】
測定部位断面の脂肪分布を画像化し、皮下脂肪量と内臓脂肪量のそれぞれを分けて測定可能な装置にはX線ＣＴ、ＭＲＩ等が知られている。しかしながら、これらの装置は極めて高価で、しかも装置の維持管理に費用と手間がかかり、また隔離された部屋と広い設置床面積を必要とし、比較的大規模な装置になる。したがって、一般人が健康管理のために日常的に使用するには適していない。
【０００４】
また、両手間あるいは両足間の電気インピーダンスを測定し、身長や体重等の補助データとから体脂肪量を算出する体脂肪計が市販されているが、これらは体全体の総脂肪量を推定するものであり、皮下脂肪量と内臓脂肪量を分離して求めることはできない。また、体脂肪量の計測においても、個人による筋肉の発達度合の差や体内水分量の日内変動によって大きな測定誤差が発生するといった問題を有している。
【０００５】
また、超音波を応用した体脂肪測定装置は、体表に近い皮下脂肪の厚みを測定するには充分であるものの、体内の深部に存在する内臓脂肪を、実用上充分な精度でとらえることは測定原理上困難である。
【０００６】
測定部位断面での導電率分布を比較的簡易な装置で画像化する方法としてインピーダンスＣＴ法が知られており、本発明者らはこのインピーダンスＣＴ法を体脂肪測定に応用することに着目した。インピーダンスＣＴ法は、測定部位に電流を流し、その外周表面上に誘起された電位分布から測定部位断面での導電率分布を推定する技術で、特許1591662号、特許1730650号などにその記載がある。また、測定した電位分布から導電率分布の画像を構成する方法として、米国特許US4617939又はClin.Phys.Physiol.Meas. vol.11 SUPPL.A pp.45-46(1990)に記載のBack Projection Method、米国特許US4539640又はAppl.Opt., vol.24 pp.3985-3992(1985)に記載のDouble Constraint Method、米国特許US5465730又はJ.Phys.D vol.24,pp.1911-1916(1991)に記載のSpectrum Expansion Method、IEEE Trans. Biomedical Eng. vol.34 pp.843-852(1987)に記載のMarquardt Method 等が知られている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のインピーダンスＣＴ法では、構成した導電率分布画像の精度や分解能が不充分であり、医学の分野などでの本格的な実用化には至っていない。特に、主な測定対象とする腹部は、断面サイズが大きくかつ脂肪分布が複雑なこともあり、十分な精度と信頼性を持った断面画像は得られていない。また、従来のインピーダンスＣＴ法では多くの場合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で近似しているが、そのような近似も十分な精度と信頼性を持った断面画像を得られない一因と考えられる。
【０００８】
また、測定対象が心臓や肺などの動的な動きのある臓器であれば、米国特許US5746214のように、その動的挙動に伴う大きなインピーダンス変化をとらえ、インピーダンスＣＴ法によってある程度の精度で断面画像を得ることができる。しかしながら、測定対象とする脂肪には動的な動きがないため、その方法を適用することはできない。
【０００９】
本発明は、インピーダンスＣＴ法によって、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定することのできる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提供することを課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するために、本発明の体脂肪測定装置は、測定部位の外周上に配置した複数の電極と、複数の電極のうち、順次選択される２つの電極間に電流を印加し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定手段と、測定値に基づいて前記測定部位の断面上の導電率分布を算出し、算出された導電率分布を画像化する導電率分布算出手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えた体脂肪測定装置において、導電率分布算出手段は、断面内の導電率と断面に垂直な方向の導電率との異方性に基づいて導電率分布の画像化を行う。
【００１２】
また、これらの体脂肪測定装置に、測定部位の外周上に配置した複数の電極の位置を検出することにより測定部位の断面の輪郭情報を測定する輪郭情報測定手段を設け、導電率分布算出手段が、輪郭情報測定手段で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測定値とに基づいて導電率分布の画像化を行うことによって、性能がいっそう向上する。
【００１３】
なお、本明細書中では表現の簡単のため、測定部位断面上の導電率分布という表現をとるが、電流は測定部位断面上だけではなくその周囲にも三次元的に広がって流れるため、本発明によってえられる導電率分布は必然的に測定断面近傍の導電率分布を空間平均した分布画像になり、測定部位断面上の導電率分布という定義もそのような平均分布を意味するものとする。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下に本発明の実施の形態について説明する。
【００１５】
（第１の実施形態）
図１は本発明の第１の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図である。体脂肪測定装置は、被測定体の外周表面上に配置する複数の電極を有する電極群１と、複数の電極のうち順次選択される二つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する生体インピーダンス測定手段２と、電極の位置から被測定体の輪郭情報を計測する輪郭情報測定手段３と、測定された電位または電位差および輪郭情報とから被測定体の測定部位断面上の導電率分布を求める導電率分布算出手段４と、得られた導電率分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、骨、臓器等)とを判別する脂肪判別手段５と、その判別結果に基づいて脂肪分布を表示する表示手段６とからなる。また、本発明の体脂肪測定装置には、脂肪判別手段５による判別結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、内臓脂肪量、皮下脂肪量を算出する脂肪量算出手段７を設けてもよい。
【００１６】
本発明の第１の実施形態における体脂肪測定方法について説明する。被測定体の測定部位の外周表面上に電極群１の複数の電極を接触させ、生体インピーダンス測定手段２が複数の電極のうち順次選択される二つの電極間に電流を流し、残りの電極の電位もしくは電極間の電位差を測定する。同時に、輪郭情報測定手段３が被測定体の外周表面上に配置された電極の位置を計測し、その計測値から被測定体の輪郭情報を算出する。導電率分布算出手段４は、測定された電位または電位差および輪郭情報とから、被測定体の測定部位断面上の導電率分布を数値計算により算出し、脂肪判別手段５は得られた導電率分布に基づいて脂肪とそれ以外の組織(筋肉、骨、臓器等)とを判別する。表示手段６は、導電率分布算出手段４で得られた測定部位断面における導電率分布あるいは脂肪判別手段５の判別結果に基づき求めた脂肪分布を画像として表示する。また、脂肪量算出手段７は前記判別結果に基づいて被測定体の体脂肪量、体脂肪率、内臓脂肪量、皮下脂肪量を算出し、算出結果は表示手段６に数値として表示される。
【００１７】
電極群１はたとえば図２に示すような平面図を有する構造をとることができる。リング状の支持板５１上に、複数のエアシリンダ５４がリングの中心を向いて固定され、エアシリンダ５４のロッド５４ａの先端には電極５３が配置されている。被測定体５０は支持板５１の開閉部５２を開くことによって支持板５１の中心部に入り込み、開閉部５２を閉じた後、測定に供される。被測定体表面への電極５３の接触は、エアシリンダ５４に空気圧をかけてロッド５４ａを伸長し、電極５３を被測定体表面に押し付けることにより行う。測定部位をたとえば人体腹部とする場合には、被験者を支持板５１の中心に立位で静止させ、支持板５１の高さを被験者の臍高位に合わせることにより被験者の腹部外周上に電極を配置する。
【００１８】
電極５３の数は、測定部位の種類や大きさに応じて適宜選択することができる。たとえば人体腹部を測定部位とする場合には、典型的にはその数を１６〜６４個とすることができる。これらの電極５３は通常同一平面上（同一高さ）に配置するが、電極５３の数が多い場合には、高さを何段階かに分けて配置することもできる。１つのロッド５４ａの先端に複数個の電極５３を配置してもよい。
【００１９】
電極５３は被測定体５０の表面に適当な圧力で接触させることが好ましい。十分な電気的接触が確保できる程度に圧力は強くなくてはならないが、一方で被測定体５０の外周形状を大きく変形させるほど強い圧力は好ましくない。このような圧力制御を可能にするため、エアシリンダ５４は水平に設置した際の静摩擦抵抗が１００ｇｆ以下であることが好ましい。そのようなエアシリンダ５４として、たとえば米国AIRPOT社のAIRPELを使用することができる。電極５３と被測定体５０表面との接触を良好にするため、ロッド５４ａに対して電極５３の向きが可変になるように、電極５３とロッド５４ａとの接続部を回転可能な構造にしてもよい。あるいはまた、電極５３が被測定体５０表面に吸着可能な吸引構造としてもよい。電極５３の材質としては、合成樹脂に金属めっきを施したもの、金属や導電性樹脂などを使用することができる。また、接触抵抗を低減するため、被測定体５０と電極５３との接触面に導電性の液体やゲル、クリームを塗布したり、シート状の導電性ゲルや導電性の液体を含んだ軟らかな多孔体を挟むことができる。導電性の液体として、たとえば、水道水、化粧水や食塩水などのイオンを含んだ水があげられる。
【００２０】
生体インピーダンス測定手段２は、たとえば図３のような構成をとることができる。コンピュータ６１により制御された発振器６２は、正弦波を発生して定電流回路６３に信号を送り、定電流回路６３は、コンピュータ６１により順次切り替えられるスイッチ群６４を介して被測定体である生体に定電流を印加する。印加する電流量は通常０．３〜３．０mArmsとすることができる。
【００２１】
定電流回路６３から印加する電流の周波数は３５０kHz以上１０MHz以下であることが好ましく、４００kHz以上３MHz以下であることが更に好ましい。本発明者らは、測定部位断面の導電率分布を画像化する精度と分解能が、印加電流の周波数に応じてどのように変化するかを検討した結果、インピーダンスＣＴ法で通常使用される５０kHz〜１００kHzの周波数では脂肪分布の画像化精度が低く、周波数が３５０ｋＨｚ以上のとき、特に４００ｋＨｚ以上のときに画像化の精度と分解能が向上することを見出した。３５０ｋＨｚ以上の周波数において生体組織の導電率の異方性が小さくなることもその一因と考えられる。また、周波数が上記上限値よりも大きくなると、被測定体５０を介さずに電極間を電流信号が流れるようになり、画像化の精度と分解能が低下する。
【００２２】
米国特許US5746214には、９．６ｋＨｚ〜１２２８．８ｋＨｚの周波数を用いて心臓や肺の分布を画像化した例があるが、心拍に伴うインピーダンスの動的変化の周波数依存性と呼吸に伴う同じ変化の周波数依存性との差を幅広い周波数範囲で検出するために広範な周波数を使用したものであり、上記特許には、動的な変動のない脂肪分布を画像化した試みはなく、したがってまた、脂肪分布の画像化にとって３５０ｋＨｚ以上が好ましいという示唆も無い。
【００２３】
定電流回路６３による被測定体５０への電流印加方法としては、図４に示すように、電流印加用電極の一方の電極６５ａを接地し、他方の電極６５ｂに信号源６３ａから信号電圧を印加する方法や、図５に示すように、ゼロ電位（接地電位）を中心に、大きさが同じで符号が反対の電位を信号源６３ａ，６３ｂから２つの出力端子に発生する平衡出力型の定電流回路を用いる方法がある。図４に示す方法は電気回路の構成が簡単になるという利点があるが、差動増幅器６６のＣＭＲＲ（同相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差を発生しやすいという欠点を有する。差動増幅器６６のＣＭＲＲ（同相電圧除去比）の有限性に起因する電圧測定誤差を抑制するという観点からは、図５に示す電流印加方法が好ましい。
【００２４】
被測定体表面で発生した電位は、電極６５を通して差動増幅器６６で増幅され、その出力信号がマルチプレクサ６７を通ってバンドパスフィルタ（帯域通過フィルタ）６８に導かれる。このとき、電極６５から来る電気信号は非常に微弱であり、差動増幅器６６の入力インピーダンスを高くしなければならないため、電極６５から差動増幅器６６までの電線の距離を３０ｃｍ以内として、外部から電線に飛来するノイズ量を極小化することが好ましい。バンドパスフィルタ６８を通過した信号は、位相検出型アンプ６９に導かれ、移相器７１からのタイミング信号を用いて正弦波発振器６２と同一位相の成分（実部）と９０度位相の遅れた成分（虚部）に分解された後、直流電圧信号に変換される。最後に、その直流電圧信号が直流電圧計（ＤＣ電圧計）７０によってＡ／Ｄ（アナログ／デジタル)変換され、コンピュータ６１に取り込まれる。
【００２５】
これらの操作をマルチプレクサ６７の接点を移動させて繰り返し、すべての差動増幅器６６からの出力信号を計測する。さらに、スイッチ群６４を順次切り替えて別の電極間に電流を流し、差動増幅器６６からの出力信号を同様にして計測する。
【００２６】
被測定体５０に電流を印加する際の電流印加用電極６５は被測定体５０の外周上に配置した電極から適宜選択できるが、通常、隣接する二つの電極または間に一つ電極を挟んで近接する二つの電極などを被測定体５０の全周にわたって選択する。測定した電位差の絶対値が小さく、ノイズの影響が大きい場合には、間により多くの電極を挟んだ二つの電極を選択してもよい。測定電位差が大きくなり、ノイズの影響が低減する。また、被測定体５０の中心付近の脂肪量をより正確に求めるために、被測定体５０を挟んで略対向する二つの電極を電流印加用電極に選択してもよい。被測定体５０の外周上に発生する電位分布は、電流印加用電極以外の電極を用いて、隣接する電極間の電位差（電圧）を測定することによって求めることができる。あるいは、いずれか一つの電極の電位又は接地電位を基準電位として、その基準電位と各電極との間の電位差を測定することによって求めてもよい。
【００２７】
輪郭情報測定手段３はエアシリンダ５４に付加されたセンサ５４ｂとコンピュータとから構成される。すなわち、エアシリンダ５４にはロッド５４ａが駆出された量に応じた電気信号を出力するセンサ５４ｂが取り付けられており、コンピュータは、ロッド５４ａが完全に引き込まれた時の電極の位置情報とセンサ５４ｂによって検出されたロッド５４ａの駆出量情報とから、被測定体５０に押しつけられた電極５３の位置を計算する。すべてのエアシリンダ５４における電極５３の位置を検知することにより、被測定体５０の輪郭形状が得られる。また、得られた輪郭形状から、腹部におけるウエスト周囲長のような測定部位断面の外周長あるいは測定部位断面の長軸方向の幅や短軸方向の幅あるいは測定部位断面の断面積などを求めることもできる。
【００２８】
インピーダンスＣＴ法で導電率分布を導出する際に必要な輪郭情報には、測定部位断面の輪郭形状と輪郭上の電極の配置位置の二つがあるが、本実施例の輪郭情報測定手段３は断面の輪郭形状を電極の配置位置から決定する。この方法は、電極５３の数が多く、測定部位断面の外周上に密に電極が配置されている場合に特に有効で、簡便に輪郭形状を決定することができる。本実施例の方法に限らず、測定部位断面の輪郭形状は反射型のレーザ式（光学式）変位センサや反射型の超音波式変位センサなどを利用して別に測定してもよいし、これらの測定値と電極の位置情報とを合わせた情報から求めてもよい。
【００２９】
従来のインピーダンスＣＴ法では多くの場合、測定部位断面の輪郭形状を円あるいは楕円で近似していたが、人体腹部のような複雑な脂肪分布を画像化するためにはそのような近似法では精度が不十分であることが本発明者らの検討により明らかになった。本発明では体脂肪測定装置に輪郭情報測定手段を組込むことによって、正確な画像化が初めて可能になったものである。
【００３０】
導電率分布算出手段４はコンピュータおよびそのコンピュータに組み込まれたソフトウエアからなり、ソフトウエアは以下のアルゴリズムに従って導電率分布を算出する。
【００３１】
まず、輪郭情報測定手段３によって求められた測定部位断面の輪郭形状ならびに測定部位外周上に配置された電極５３の位置情報は、コンピュータ６１に入力され、被測定体５０と同一の輪郭形状を有する仮想モデル面がコンピュータ６１内に形成される。次に、仮想モデル面上に初期値として適当な導電率分布を与え、生体インピーダンス測定手段２による測定と同様の電極間に同様の電流を流したとき、仮想モデル面外周上に発生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２で実際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測値）と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、仮想モデル面上の導電率分布を修正する。導電率分布を修正した仮想モデル面に対して、同様にして外周の電位分布を計算し、実測値と再度比較する。残差が所定の設定値以下になるまであるいは残差が一定値に収束するまでこれらの操作を反復し、仮想モデル面上に測定部位断面と同一の導電率分布を再現する。
【００３２】
上記のアルゴリズムにおいて、二次元的な仮想モデル面の代わりに、図６に示すような、長手方向に同一の断面形状を有する三次元的な仮想モデル体７２を用いることもできる。これによりモデルが実際の被測定体５０の立体形状に近づくため、導電率分布の画像化の精度が向上する。仮想モデル体７２の長手方向断面の輪郭は被測定体５０の輪郭情報と同一とし、全ての断面上で同一の導電率分布を有するものとする。この仮想モデル体７２の一つの断面（測定部位断面７３）外周から電流を印加し、断面上および断面近傍を流れる電流によって該断面外周上に形成される電位分布を有限要素法などによって計算する。
【００３３】
残差としては、測定部位断面７３の外周上の各測定点における電位差（あるいは電位）の実測値と計算値の差の二乗和が典型的には使用されるが、外周上の電位変化の小さい領域の感度をあげるために、前記実測値と計算値の対数の差の二乗和を使用することもできる。
【００３４】
残差を極小化するための反復計算手法には、Marquardt法、Back Projection法、Spectrum Expansion法、Double Constraint 法等を使用することができる。従来のMarquardt 法では、残差と感度マトリックスとから導電率の修正量を求める連立方程式において、その対角成分に追加する定数αを反復計算ごとに変化（減少）させるが、本発明においては、何回かの反復計算の間はαの値を一定値にとどめる改良Marquardt法を用いることも有効である。αの値がある程度まで小さくなると、算出した導電率分布にノイズが現れるので、それを反復計算終了の目安とすることもできる。得られた導電率分布の画像は適宜、空間フィルタを使ってノイズを削除する。本改良法によると、測定された電位差（実測値）のノイズの影響をあまり受けずに正しい導電率分布に行き着くことができ、また、US5465730の特許技術（Spectrum Expansion法）と同等の効果を少ない計算時間でえられるという利点がある。
【００３５】
生体インピーダンス測定手段２で測定した複数の電位差データを用いて、被測定体５０の測定部位外周上で電極５３が配置されていない位置の電位を、内挿あるいは外挿によって推定する操作を前記アルゴリズムに付加してもよい。推定した電位あるいは電位差を複数用意し、これらを実測された電位差データに加えることによって測定データの数を見かけ上増やし、導電率分布の画像化の精度や分解能を向上させることができる。この方法によれば、たとえば３２個の電極を有する測定系によって、６４個の電極を配した測定を近似することができる。
【００３６】
脂肪判別手段５はコンピュータで構成され、導電率分布算出手段４によりえられた導電率分布画像の中で所定のしきい値以下の導電率を有する領域を脂肪領域と判定し、それ以外の領域を非脂肪域と判定する。このとき、しきい値を複数個設け、脂肪とそれ以外の組織との判別だけではなく、体内に存在する水（高導電率の物質）やガス（低導電率の物質）、骨などの領域を判定することもできる。さらに、脂肪判別手段５は、しきい値で判定した脂肪領域と非脂肪領域との境界線に対して、生体組織学的に予想される脂肪分布を参考にして丸めなどの補正処理を施し、より自然な脂肪領域を求めるようにしてもよい。
【００３７】
表示手段６は、液晶表示素子やブラウン管表示素子等の画像表示素子あるいは紙、フィルム等の印刷媒体への印刷機器を用いることができる。画像表示素子の画面あるいは印刷機器の印刷媒体上には、算出した導電率分布画像や脂肪分布画像を表示したり、被験者のプロフィールなどの入力データや算出した体脂肪量などの出力データの数値および文字情報を表示することができる。導電率分布画像は、導電率の大きさに応じて配色を変えるカラー表示や、表示色の濃淡を変える濃淡表示、表示模様を変える模様表示等によって表せばよい。
【００３８】
脂肪量算出手段７は、コンピューターで構成される。輪郭情報測定手段３で測定された測定部位断面上において、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域の面積を算出し、測定部位断面での脂肪断面積を計算する。あるいは脂肪断面積と測定部位断面の全断面積との比を求めたり、この比の値から被測定体全体の体脂肪率を推定することもできる。また、測定部位が腹部である場合、脂肪判別手段５で脂肪と判定された領域のうち腹部断面の外周に接している領域を皮下脂肪と判定し、その領域の面積を皮下脂肪面積として求めたり、皮下脂肪以外の腹部断面内部に存在している脂肪を内臓脂肪と判定し、内臓脂肪面積を求めることができる。
【００３９】
本発明の第１の実施形態の体脂肪測定装置によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像８１と脂肪分布画像８２の例をそれそれ図７と図８に示す。図７は濃淡表示で表してあり、濃度が濃いほど導電率が大きい。また、図８において白色は脂肪領域、黒色は非脂肪領域を表す。外周に接する脂肪領域が皮下脂肪、内部の脂肪領域が内臓脂肪である。このとき、被測定体５０に印加した交流電流の周波数は５００ｋＨｚとし、電流量は１ｍＡｒｍｓとした。また、腹部外周上に配置する電極数は３２とし、測定された電位差データを内挿および外挿して仮想的に６４個の電極を配した際の測定データを近似的に再現して導電率分布画像の導出に使用した。また、残差を極小化するための反復計算は、三次元的な仮想モデル体７２を使用し、改良Marquardt法で行った。
【００４０】
（比較例１）
比較例１の体脂肪測定装置は、被測定体５０に印加する交流電流の周波数を１００ｋＨｚおよび３００ｋＨｚとする以外は第１の実施形態と同様にして構成した。図９及び図１０は、それぞれ周波数１００ｋＨｚ及び３００ｋＨｚの電流を第１の実施形態と同一の被測定体５０に印加して求めた人体腹部断面での導電率分布画像８３，８４である。なお、それ以外の条件は図７の導電率分布画像８１の作成時に使用した条件と同じである。
【００４１】
図７と図９、図１０を比較すると、図７の導電率分布画像８１が、腹部断面における脂肪ならびに筋肉の分布を、対称性と連続性とにおいて、正しく画像化していることがわかる。
【００４２】
このように第１の実施形態の体脂肪測定装置によれば、インピーダンスＣＴ法において、印加電流の周波数を３５０ｋＨｚ以上１０ＭＨｚ以下としたので、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解能で画像化することができる。このため、その画像から体脂肪量を推定することができ、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提供することができる。特に、脂肪分布の複雑な腹部の場合には、その効果はさらに大となる。
【００４３】
また、導電率分布算出手段４は、輪郭情報測定手段３で測定された測定部位の断面の輪郭情報と測定値とに基づいて導電率分布の画像化を行うので、性能がいっそう向上する。
【００４４】
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置について説明する。図１１は本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図である。第２の実施形態の体脂肪測定装置は、生体インピーダンス測定手段２ａが、被測定体５０に印加する交流電流の周波数を３ｋＨｚ〜１０ＭＨｚとし、導電率分布算出手段４ａが、測定部位断面内の導電率と断面に垂直な方向の導電率との異方性を考慮して導電率分布を画像化することを特徴とする。これら以外の図１１に示す構成は、図１に示す第１の実施形態の体脂肪測定装置と同様に構成されるものとし、同一部分には同一符号を付すものとする。
【００４５】
導電率分布あるいは脂肪分布の画像化の精度を低下させる要因の一つに、筋肉をはじめとする生体組織の導電率異方性がある。とはいっても導電率異方性を考慮すると、画像化に要する計算量が大幅に増加するため、従来のインピーダンスＣＴ法では導電率をただ一つのスカラーとして扱い、その異方性を無視してきた。第１の実施形態で使用した３５０ｋＨｚ以上の交流電流に対しては、生体組織の導電率の異方性が小さくなり、それを無視することもできるが、一般の周波数を考える場合には、導電率の異方性を考慮して脂肪分布画像の導出精度の改善を行うことが望まれる。
【００４６】
しかしながら、導電率の異方性を通常の方法で考慮すると、６つの独立成分を有する導電率テンソルを導電率分布算出手段４の中のアルゴリズムで扱うことになり、膨大な計算量を要し、現実的ではない。何らかの簡略化した取り扱い方法を考案することが必要となる。
【００４７】
本発明者らは、実質上十分な精度で導電率の異方性を考慮できる、以下のような簡易手法を見い出した。すなわち、測定部位断面に平行な方向の導電率テンソルの対角成分σx（面内電気伝導度）と測定部位断面に垂直な方向の導電率テンソルの対角成分σzの二つの量によって測定部位断面での導電率を記述する。さらに、計算の簡略化と反復計算における収束性の向上のためσxとσzとの間に一定の関数関係を導入し、同時にこの関数によって、導電率が大きい筋肉では異方性が大きく、導電率の小さい脂肪では異方性がないことを記述する。そのためにはたとえば以下のような関数を使用すると便利である。すなわち、二つのしきい値σ1とσ2（ただし、σ1<σ2）を用意し、脂肪の領域σx <σ1のときにはσz=σx、筋肉の領域σx >σ2のときにはσz=κσx（κは正の定数）とし、その中間の領域σ1≦σx≦σ2 においては両式を滑らかに結ぶ単調増加な関数を選ぶ。筋肉の筋繊維が測定部位断面とほぼ垂直に走っている場合は、σz >σxとなることが生体組織学的にわかっており、異方性パラメータκはκ＞１となる。このような関数関係の導入によって、しきい値σ1以上の導電率（面内電気伝導度）を有する領域に対して導電率の異方性が考慮される。このため、導電率分布算出手段４ａは、しきい値以下の導電率を有する前記断面上の領域に対しては、前記断面内の導電率と前記断面に垂直な方向の導電率とが等しいとして導電率分布の画像化を行う。
【００４８】
導電率分布算出手段４ａでは上記の導電率異方性を取り入れた以下のアルゴリズムに従って導電率分布を算出する。
【００４９】
まず、第１の実施形態と同様にして図６に示すような仮想モデル体７２をコンピュータ６１内に形成し、仮想モデル体７２全体に初期値として上記の異方性を考慮した導電率分布（σx, σz）を与える。このとき、測定部位断面７３と平行なすべての断面において導電率分布は同一とする。次に、生体インピーダンス測定手段２ａによる測定と同様の電極間に同様の電流を流したとき、仮想モデル体７２の測定部位断面７３上および断面近傍を流れる電流によって測定部位断面外周上に発生する電位分布を有限要素法などによって計算する。算出した電位分布を、生体インピーダンス測定手段２ａで実際の被測定体５０に対して測定された電位差（実測値）と比較し、両者の差（残差）が小さくなるように、仮想モデル体７２の導電率分布を修正する。導電率分布を修正した仮想モデル体７２に対して、同様にして測定部位断面７３外周の電位分布を計算し、実測値と再度比較する。残差が所定の設定値以下になるまであるいは残差が一定値に収束するまでこれらの操作を反復し、仮想モデル体7２上に、実際の被測定体５０の測定部位断面と同一の導電率分布を再現する。
【００５０】
導電率の修正量を求める際に使用する感度マトリックスは、たとえば文献IEEE Trans.BioMedical Eng.Vol.18,pp.38-41(1971)に記載の方法を、異方的な導電率を有する仮想モデル体７２に応用して求めればよい。前記文献には、等方的な導電率を有する物体に対する感度マトリックスの一般形が求められており、それによると感度ＳはＳｍｎｋ＝∂Ｖｍｎ／∂σｋ＝−∫（Ｅｍｋ・Ｅｎｋ）ｄｖと表される。ここで、添字ｍとｎはいずれも電極のペアに付けた指標であり、添字ｋは有限要素法の計算において仮想モデル体７２を複数の要素（領域）に分割したときの各要素を表す指標である。また、Ｖｍｎは電極ペアｍ間に単位電流を印加したとき電極ペアｎ間に発生する電位差を表し、σｋは要素ｋでの導電率である。Ｅｍｋは電極ペアｍ間に単位電流を流したとき要素ｋに発生する電場ベクトル、Ｅｎｋは電極ペアｎ間に単位電流を流したとき要素ｋに発生する電場ベクトルであり、Ｅｍｋ・Ｅｎｋはベクトルの内積を、積分は要素ｋ内での体積積分を表す。感度マトリックスＳｍｎｋは導電率σｋがわずかに変化したときの電位差Ｖｍｎの変化率を表す。感度マトリックスに関する前記の表式を、異方的な導電率を有する仮想モデル体７２に応用すると、感度マトリックスはＳｍｎｋ＝∂Ｖｍｎ／∂σｋｘ＝−∫（Ｅｍｋｘ×Ｅｎｋｘ＋Ｅｍｋｙ×Ｅｎｋｙ＋
Ｅｍｋｚ×Ｅｎｋｚ×∂σｋｚ／∂σｋｘ）ｄｖとなる。ここで、測定部位断面と平行にｘ軸とｙ軸をとり、測定部位断面と垂直にｚ軸をとった。σｋｘは要素ｋにおける面内電気伝導度σｚであり、σｋｚは要素ｋにおける、測定部位断面と垂直な方向の導電率テンソルの対角成分σｚである。また、電場ベクトルＥｍｋとＥｎｋの各成分をＥｍｋ＝（Ｅｍｋｘ，Ｅｍｋｙ，Ｅｍｋｚ）およびＥｎｋ＝（Ｅｎｋｘ，Ｅｎｋｙ，Ｅｎｋｚ）と表した。上式の体積積分を実行して計算した感度マトリックスＳｍｎｋを用いることにより従来の方法にしたがって、導電率分布の修正量を求めることができる。
【００５１】
本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像において、アルゴリズムの中で使用する異方性パラメータκの値を変化させたとき、最終残差（相対値）がどのように変化するかを計算した例を図１１に示す。最終残差が小さいほど、腹部断面外周上で実測した電位分布と仮想モデル体７２で計算した電位分布の一致がよく、より正確に、被測定体５０の測定部位断面での導電率分布を仮想モデル体７２上で再現できていることを表す。なお、電位差測定や画像化等の条件は図７の導電率分布画像の作成時に使用した条件と同じである。被測定体５０に印加する交流電流の周波数が１００ｋＨｚのときにはκ≒２．２において、３００ｋＨｚのときにはκ≒２において最終残差が極小になり、導電率の異方性を考慮することが画像化の精度の向上に有効であることがわかる。一方、交流電流の周波数が５００ｋＨｚのとき極小値はκ＝１．４付近にあり、異方性の考慮はやはり有効だがその効果は相対的に小さくなる。
【００５２】
本発明の第１の実施形態および第２の実施形態において、複数の周波数の電流で測定を行って、それらの測定結果を比較することにより、測定結果の信頼性を高めることもできる。
【００５３】
また、生体インピーダンス測定手段２あるいは２ａによって測定された生体インピーダンスと輪郭情報測定手段３によって測定された測定部位断面の外周長とを用いて、導電率分布の画像化を経由せずに直接、測定部位断面の皮下脂肪量あるいは内臓脂肪量あるいはそれらの和を推定する機能を付加してもよい。
【００５４】
本発明は被測定体５０として人体の腹部は勿論、大腿部や上腕部などへの適用も可能である。また、被測定体５０は人体に限定されることなく、豚、牛等の動物、マグロ等の魚類であっても良く、これらの測定部位断面の脂肪分布や脂肪量を求めることができる。
【００５５】
【発明の効果】
本発明によれば、インピーダンスＣＴ法によって、測定部位断面における脂肪分布を十分な精度と分解能で画像化し、その画像から体脂肪量を推定することのできる、比較的簡易で且つ小規模な体脂肪測定装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図。
【図２】第１の実施形態の電極群の平面図。
【図３】第１の実施形態の生体インピーダンス測定手段の構成図。
【図４】被測定体への電流印加方法の一例を示す図。
【図５】被測定体への電流印加方法の他の一例を示す図。
【図６】長手方向に同一の断面形状を有する三次元的な仮想モデル体を示す図。
【図７】第１の実施形態の体脂肪測定装置によって測定した、人体腹部断面での導電率分布画像の例を示す図。
【図８】第１の実施形態の体脂肪測定装置によって測定した、人体腹部断面での脂肪分布画像の例を示す図。
【図９】周波数１００ｋＨｚの電流を第１の実施形態と同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導電率分布画像の例を示す図。
【図１０】周波数３００ｋＨｚの電流を第１の実施形態と同一の被測定体に印加して求めた人体腹部断面での導電率分布画像の例を示す図。
【図１１】本発明の第２の実施形態の体脂肪測定装置を示す構成図。
【図１２】異方性パラメータの値を変化させたとき、最終残差がどのように変化するかを計算した例を示す図。
【符号の説明】
１…電極群、２…生体インピーダンス測定手段、３…輪郭情報測定手段、４…導電率分布算出手段、５…脂肪判別手段、６…表示手段、５０…被測定体、５１…支持板、５２…開閉部、５３…電極、５４…エアシリンダ、６１…コンピュータ、６２…正弦波発振器、６３…定電流回路、６４…スイッチ群、６５…電極、６６…差動増幅器、６７…マルチプレクサ、６８…バンドパスフィルタ、６９…位相検出型アンプ（ロックインアンプ）、７０…ＤＣ電圧計、７１…移相器、７２…仮想モデル体、７３…測定部位断面、８１，８３，８４…導電率分布画像、８２…脂肪分布画像。
【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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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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