特開 2024-41417 生体インピーダンス測定方法、筋疲労評価方法及び生体インピーダンス測定装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024041417

(43)【公開日】2024-03-27

(54)【発明の名称】生体インピーダンス測定方法、筋疲労評価方法及び生体インピーダンス測定装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/0537 20210101AFI20240319BHJP

【ＦＩ】

A61B5/0537 100

A61B5/0537 200

【審査請求】未請求

【請求項の数】10

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2022146235

(22)【出願日】2022-09-14

(71)【出願人】

【識別番号】000219314

【氏名又は名称】東レエンジニアリング株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110001427

【氏名又は名称】弁理士法人前田特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】杉原 洋樹

(72)【発明者】

【氏名】金盛 一

【テーマコード（参考）】

4C127

【Ｆターム（参考）】

4C127FF01

4C127FF02

4C127GG09

4C127GG15

(57)【要約】

【課題】筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスの測定誤差を抑制する。
【解決手段】同じ筋肉部位７の生体表面９に、所定の間隔を空けて第１電極１０、第２電極２０及び第３電極３０を配置し、第１電極１０及び第３電極３０の間に第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続するとともに、第２電極２０及び前記第３電極３０の間に第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続し、第１電極１０及び第３電極３０の間に生じる第１の電圧Ｖ_１と、第２電極２０及び第３電極３０の間に生じる第２の電圧Ｖ_２と、を並行して測定し、第１の電圧Ｖ_１及び前記第２の電圧Ｖ_２の電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出し、算出した電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて、生体表面９下の筋肉部位７における生体インピーダンスＲbを算出する。
【選択図】図３

【特許請求の範囲】

【請求項1】

同じ筋肉部位上の生体表面に、所定の間隔を空けて第１電、第２電極及び第３電極を配置し、
前記第１電極及び前記第３電極の間に第１の外部抵抗を並列接続するとともに、前記第２電極及び前記第３電極の間に第２の外部抵抗を並列接続し、
前記第１電極及び前記第３電極の間に生じる第１の電圧と、前記第２電極及び前記第３電極の間に生じる第２の電圧と、を並行して測定し、
前記第１の電圧及び前記第２の電圧の電圧比を算出し、
前記電圧比に基づいて、前記生体表面下の筋肉部位における生体インピーダンスを算出することを特徴とする、生体インピーダンス測定方法。

【請求項2】

前記第１電極及び前記第３電極の距離は、前記第２電極及び前記第３電極の距離に等しく、
前記第１の電圧をＶ_１とし、前記第２の電圧をＶ_２とし、前記第１の外部抵抗をＲg1とし、前記第２の外部抵抗をＲg2とすると、前記生体インピーダンスＲ_ｂは、以下の式に基づいて算出される、請求項１に記載の生体インピーダンス測定方法。

【数1】

【請求項3】

前記第１の外部抵抗及び前記第２の外部抵抗のいずれか一方は、抵抗値が無限大である、請求項１に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項4】

前記第１の外部抵抗及び前記第２の外部抵抗の少なくとも一方は、抵抗値が可変である、請求項１に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項5】

前記第３電極は、互いに別体とされた第１電極ブロック及び第２電極ブロックを含み、
前記第１の外部抵抗を、前記第１電極及び前記第１電極ブロックの間に並列接続し、
前記第２の外部抵抗を、前記第２電極及び前記第２電極ブロックの間に並列接続する、請求項１に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項6】

前記第１の電圧と、該第１の電圧と測定タイミングが同期する前記第２の電圧と、に基づいて、前記電圧比を算出する、請求項１に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項7】

前記第１の電圧の測定値に対応した第１信号と、前記第２の電圧の測定値に対応した第２信号と、をそれぞれ増幅し、
増幅後の前記第１信号及び前記第２信号に基づいて、前記電圧比を算出する、請求項６に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項8】

前記第１の電圧の測定値と、前記第２の電圧の測定値と、に各電圧の測定期間よりも短周期で切り替わる結合信号を生成し、
前記結合信号を増幅し、
増幅後の前記結合信号を、前記第１の電圧の測定値に対応した第１信号と、前記第２の電圧の測定値に対応した第２信号と、に分配し、
前記第１信号及び前記第２信号に基づいて、前記電圧比を算出する、請求項６に記載の生体インピーダンス測定方法。

【請求項9】

請求項１から８のいずれか１項に記載の生体インピーダンス測定方法によって測定された生体インピーダンスの時間変化に基づいて、前記筋肉部位における局所的な筋疲労を評価することを特徴とする、筋疲労評価方法。

【請求項10】

生体表面に、所定の間隔を空けて配置される第１電極、第２電極及び第３電極と、
前記第１電極及び前記第３電極の間に並列接続される第１の外部抵抗と、
前記第２電極及び前記第３電極の間に並列接続される第２の外部抵抗と、
前記第１電極及び前記第３電極の間に生じる第１の電圧と、前記第２電極及び前記第３電極の間に生じる第２の電圧と、を測定する測定手段と、
前記第１の電圧及び前記第２の電圧の電圧比を算出する電圧比算出手段と、
前記電圧比に基づいて、前記生体表面下の筋肉部位における生体インピーダンスを算出する生体インピーダンス算出手段と、を備えることを特徴とする、生体インピーダンス測定装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本開示は、生体インピーダンス測定方法、筋疲労評価方法及び生体インピーダンス測定装置に関する。

【背景技術】

【0002】

生体インピーダンスを測定する方法として、生体表面に２つの電極を配置して、その電極間に流れる生体電気を用いる方法が知られている。

【0003】

例えば特許文献１には、生体表面に少なくとも２つの電極を配置して、その２つの電極間に第１の外部抵抗を並列接続したときに生じる第１の電圧と、第２の外部抵抗を並列接続したときに生じる第２の電圧とをそれぞれ測定することが開示されている。

【0004】

そして、前記特許文献１によると、第１の電圧および第２の電圧の測定結果から得られる電圧比に基づいて、生体表面下の筋肉部位における２つの電極間の生体インピーダンスを算出することができる。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0005】

【特許文献1】特開２０２０－１５７０３７号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

ところで、前記特許文献１に記載の方法で生体インピーダンスを高精度で測定するためには、第１の外部抵抗を並列接続した場合と、第２の外部抵抗を並列接続した場合とで、被験者が一定の筋出力を維持することが求められる。

【0007】

しかしながら、第１の外部抵抗を並列接続した場合の測定と、第２の外部抵抗を並列接続した場合の測定とは同時に行うことができない。そのため、被験者に筋疲労が生じてしまったり、被験者の姿勢に変化が生じたりした結果、前者の測定タイミングと後者の測定タイミングとで筋出力が一定に維持されず、変動してしまう可能性があった。筋出力の変動は、生体インピーダンスに測定誤差を招く要因となるため不都合である。

【0008】

本開示は、かかる点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスの測定誤差を抑制することにある。

【課題を解決するための手段】

【0009】

本開示の生体インピーダンス測定方法は、同じ筋肉部位上の生体表面に、第１電極及び第２電極と、第３電極と、を所定の間隔を空けて配置し、前記第１電極及び前記第３電極の間に第１の外部抵抗を並列接続するとともに、前記第２電極及び前記第３電極の間に第２の外部抵抗を並列接続し、前記第１電極及び前記第３電極の間に生じる第１の電圧と、前記第２電極及び前記第３電極の間に生じる第２の電圧と、を並行して測定し、前記第１の電圧及び前記第２の電圧の電圧比を算出し、前記電圧比に基づいて、前記生体表面下の筋肉部位における生体インピーダンスを算出することを特徴としている。

【0010】

ここで、本開示における「並行して測定する」の語は、広義で用いられる。すなわち、本開示では、第１の電圧の測定期間と、第２の電圧の測定期間とが重複していればよく、２つの測定期間が完全に一致している必要はない。

【0011】

前記構成によれば、第１電極及び第３電極の間に第１の外部抵抗を並列接続することで得られる第１の電圧と、第２電極及び第３電極の間に第２の外部抵抗を並列接続することで得られる第２の電圧との電圧比に基づいて、生体インピーダンスを算出する。これにより、第１の外部抵抗が並列接続された状態と、第２の外部抵抗が並列接続された状態とで電気回路を切り替えることなく、２つの電圧を並行して測定することが可能になる。そのことで、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスの測定誤差を抑制することができる。測定誤差の抑制は、生体インピーダンスの高精度化に資する。

【0012】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第１電極及び前記第３電極の距離は、前記第２電極及び前記第３電極の距離に等しく、前記第１の電圧をＶ_１とし、前記第２の電圧をＶ_２とし、前記第１の外部抵抗をＲg1とし、前記第２の外部抵抗をＲg2とすると、前記生体インピーダンスＲ_ｂは、以下の式に基づいて算出される、としてもよい。

【0013】

【数1】

【0014】

前記構成によれば、第１電極及び第３電極の距離と、第２電極及び第３電極の距離とが等しい場合、上式を用いて生体インピーダンスを算出することができる。これにより、３つの電極を用いた場合であっても、生体インピーダンスをより容易に算出することが可能になる。

【0015】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第１の外部抵抗及び前記第２の外部抵抗のいずれか一方は、抵抗値が無限大である、としてもよい。

【0016】

前記構成によれば、第１の外部抵抗又は第２の外部抵抗のいずれか一方において、電気回路が遮断されているとみなすことができる。これにより、上式がよりシンプルなものとなり、生体インピーダンスをより容易に測定することが可能となる。

【0017】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第１の外部抵抗及び前記第２の外部抵抗の少なくとも一方は、抵抗値が可変である、としてもよい。

【0018】

前記構成によれば、第１の外部抵抗及び第２の外部抵抗の少なくとも一方の抵抗値を可変とすることで、第１の電圧及び第２の電圧、ひいてはそれらの電圧に基づいた電圧比の大きさを調節することができる。これにより、生体インピーダンスをより容易に測定することが可能となる。

【0019】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第３電極は、互いに別体とされた第１電極ブロック及び第２電極ブロックを含み、前記第１の外部抵抗を、前記第１電極及び前記第１電極ブロックの間に並列接続し、前記第２の外部抵抗を、前記第２電極及び前記第２電極ブロックの間に並列接続する、としてもよい。

【0020】

本願発明者らが鋭意検討を重ねた結果、得られた知見によると、前記構成のように第３電極を複数の電極ブロックによって構成したとしても、上式を用いることが許容される。これにより、多種多様な電気回路を構成することができ、種々の性能要求・ニーズに応えることが可能になる。

【0021】

また、前記測定インピーダンス測定方法では、前記第１の電圧と、該第１の電圧と測定タイミングが同期する前記第２の電圧と、に基づいて、前記電圧比を算出する、としてもよい。

【0022】

ここで、本開示における「測定タイミングが同期する」の語は、広義で用いられる。すなわち、本開示では、所定タイミングで測定された第１の電圧と、その所定タイミングに前後して測定された第２の電圧とを用いて電圧比を算出すればよい。電圧比の算出に際し、第１の電圧の測定タイミングと、第２の電圧の測定タイミングとを完全に一致させる必要はない。

【0023】

前記構成によれば、第１の電圧と、該第１の電圧と測定タイミングが同期する前記第２の電圧と、を用いて電圧比を算出することで、時間経過に伴う各電圧のブレの影響を抑制し、略一定の電圧比を算出することが可能になる。このことは、生体インピーダンスの測定誤差の抑制に資する。

【0024】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第１の電圧の測定値に対応した第１信号と、前記第２の電圧の測定値に対応した第２信号と、をそれぞれ増幅し、増幅後の前記第１信号及び前記第２信号に基づいて、前記電圧比を算出する、としてもよい。

【0025】

前記構成によれば、同時刻に測定された第１信号及び第２信号に基づいて、電圧比を算出することが可能になる。これにより、測定タイミングのずれに起因した測定誤差を抑制することができる。

【0026】

また、前記生体インピーダンス測定方法では、前記第１の電圧の測定値と、前記第２の電圧の測定値と、に各電圧の測定期間よりも短周期で切り替わる結合信号を生成し、前記結合信号を増幅し、増幅後の前記結合信号を、前記第１の電圧の測定値に対応した第１信号と、前記第２の電圧の測定値に対応した第２信号と、に分配し、前記第１信号及び前記第２信号に基づいて、前記電圧比を算出してもよい。

【0027】

前記構成によれば、一の結合信号を増幅してから、この結合信号を第１信号と第２信号とに分配することになる。これにより、第１信号と第２信号とで増幅率を等しくすることができるため、増幅率のずれに起因した測定誤差を抑制することができる。

【0028】

また、本開示の筋疲労評価方法は、前記生体インピーダンス測定方法によって測定された生体インピーダンスの時間変化に基づいて、前記筋肉部位における局所的な筋疲労を評価することを特徴としている。

【0029】

前記構成によれば、生体インピーダンスの測定誤差の抑制に伴って、筋疲労を従来よりも高精度で評価することができるようになる。

【0030】

また、本開示の生体インピーダンス測定装置は、生体表面に配置される第１電極及び第２電極と、前記生体表面に、前記第１電極及び前記第２電極に対して所定の間隔を空けて配置される第３電極と、前記第１電極及び前記第３電極の間に並列接続される第１の外部抵抗と、前記第２電極及び前記第３電極の間に並列接続される第２の外部抵抗と、前記第１電極及び前記第３電極の間に生じる第１の電圧と、前記第２電極及び前記第３電極の間に生じる第２の電圧と、を測定する測定手段と、前記第１の電圧及び前記第２の電圧の電圧比を算出する電圧比算出手段と、前記電圧比に基づいて、前記生体表面下の筋肉部位における生体インピーダンスを算出する生体インピーダンス算出手段と、を備えることを特徴としている。

【0031】

前記構成によれば、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスの測定誤差を抑制することができる。

【発明の効果】

【0032】

以上説明したように、本開示によれば、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスの測定誤差を抑制することができる。

【図面の簡単な説明】

【0033】

【図1】図１は、一実施形態における生体インピーダンス測定方法及び測定装置、並びに、筋疲労評価方法を模式的に示した図である。

【図2】図２は、第１電極、第２電極及び第３電極の構成を模式的に示す。

【図3】図３は、図１に示した状態の等価回路図を示す。

【図4】図４は、第１信号及び第２信号を例示するタイムチャートである。

【図5】図５は、信号処理装置の構成を模式的に示す。

【図6】図６は、信号処理部の構成を模式的に示す。

【図7】図７は、図６に示した信号処理部を備える信号処理装置によって算出される電圧比及び生体インピーダンスを示したグラフである。

【図8】図８は、信号処理部の変形例の構成を模式的に示した図６対応図である。

【図9】図９は、結合信号の概形を模式的に示したグラフである。

【図10】図１０は、図８に示した信号処理部を備える信号処理装置によって算出される電圧比及び生体インピーダンスを示したグラフである。

【図11】図１１（ａ）及び（ｂ）は、筋肉内の水分量と、生体インピーダンスの変化との関係を模式的に示したグラフである。

【図12】図１２は、生体インピーダンス測定方法の変形例を模式的に示した図１対応図である。

【図13】図１３は、生体インピーダンス測定方法の従来例を模式的に示した図１対応図である。

【図14】図１４は、図１３に示した従来例の問題点を説明するための図である。

【発明を実施するための形態】

【0034】

以下、本開示の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する、なお、以下の説明は例示である。また、以下の図面においては、説明の簡潔化のため、実質的に同一の機能を有する構成要素に同一の参照符号を付す。

【0035】

＜生体インピーダンス測定方法＞
図１は、本開示の一実施形態における、生体インピーダンス測定方法及び測定装置、並びに、筋疲労評価方法を模式的に示した図である。また、図２は、第１電極、第２電極及び第３電極の構成を模式的に示す。また、図１３は、生体インピーダンス測定方法の従来例を模式的に示した図１対応図であり、図１４は、図１３に示した従来例の問題点を説明するための図である。

【0036】

－全体構成－
図１に示す各方法は、同図に示す測定装置１を用いて実施することができる。この測定装置１は、少なくとも３つの電極１０、２０、３０と、少なくとも２つの外部抵抗Ｒg1、Ｒg2と、測定手段、電圧比算出手段及び生体インピーダンス算出手段を兼ねた信号処理装置５と、を備える。

【0037】

少なくとも３つの電極１０、２０、３０は、第１電極１０、第２電極２０及び第３電極３０を含む。少なくとも２つの外部抵抗Ｒg1、Ｒg2は、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2を含む。

【0038】

まず、本実施形態に係る測定方法では、同じ筋肉部位７上の生体の表面（生体表面）９に、所定の間隔を空けて第１電極１０、第２電極２０及び第３電極３０を配置する。なお、第１電極１０、第２電極２０及び第３電極は、等間隔としなくてもよい。例えば本実施形態では、図２に示すように、第１電極１０及び第２電極２０の間隔に比して、第１電極１０及び第３電極３０の間隔並びに第２電極２０及び第３電極３０の間隔が広くなるように配置されている。

【0039】

なお、本明細書において、筋肉部位７とは、上腕二頭筋、広背筋など、生理学上個別に区分された筋組織を指す。図例では、上腕二頭筋上の上腕部の表面に、３つの電極１０、２０、３０を貼り付けた例を示す。図１に模式的に示されているように、本実施形態に係る３つの電極１０、２０、３０は、上腕二頭筋の筋繊維に沿って互いに近傍に配置されている。

【0040】

図２に示すように、３つの電極１０、２０のうち、少なくとも第１電極１０及び第２電極２０は、それぞれ、複数の小電極によって構成されている。具体的に、第１電極１０は、それぞれ環状に形成された複数（図例では３つ）の第１小電極１１によって構成されている。同様に、第２電極２０は、それぞれ環状に形成された複数（図例では２つ）の第２小電極２１によって構成されている。

【0041】

ここで、複数の第１小電極１１は、各小電極を円環とみなしたときの径方向において、その外側から内側に向かって徐々に縮径されていくように、かつ互いに同心となるように配置されている。同様に、複数の第２小電極２１は、前記径方向において、その外側から内側に向かって徐々に縮径されていくように、かつ互いに同心となるように配置されている。

【0042】

そして、各第１小電極１１と各第２小電極２１は、前記径方向において交互に配置されている。図２に示す例では、径方向の外側に位置する第１小電極１１と径方向の中央に位置する第１小電極１１との間に一の第２小電極２１が配置されており、前記中央に位置する第１小電極１１と径方向の内側に位置する第１小電極１１との間に他の第２小電極２１が配置されている。このように配置したことで、第１電極１０全体の重心位置（第１重心位置）Ｇ１と、第２電極２０全体の重心位置（第２重心位置）Ｇ２と、が一致することになる。

【0043】

また、第３電極３０は、図例では一体的な電極によって構成されており、第１電極１０及び第２電極２０に対して所定間隔を空けて配置されている。第１重心位置Ｇ１と第２重心位置Ｇ２とを一致させたことで、第１電極１０及び第３電極３０の距離（具体的には、第１重心位置Ｇ１と第３電極３０の重心位置Ｇ３との距離）は、第２電極２０及び第３電極３０の距離（具体的には、第２重心位置Ｇ２と第３電極３０の重心位置Ｇ３との距離）に等しくなる（図２の距離Ｈを参照）。

【0044】

そして、本実施形態に係る測定方法では、第１電極１０及び第３電極３０の間に第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続するとともに、第２電極２０及び第３電極３０の間に第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続する。

【0045】

ここで、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2は、それぞれの抵抗値が既知であるものとする。その際、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2のいずれか一方は、その抵抗値を無限大としてもよい。例えば、第１の外部抵抗Ｒg1の抵抗値を無限大とし、第２の外部抵抗Ｒg2の抵抗値を有限の値とした場合、第２電極２０及び第３電極３０の間は第２の外部抵抗Ｒg2を介して電気的に接続されている一方、第１電極１０及び第３電極３０の間は第１の外部抵抗Ｒg1において電気的に断線されているとみなすことができる。また、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2の少なくとも一方は、その抵抗値を可変としてもよい。

【0046】

なお、前述のように第１電極１０及び第３電極３０の距離と第２電極２０及び第３電極３０の距離とを一致させた場合には、第１の外部抵抗Ｒg1の抵抗値と、第２の外部抵抗Ｒg2の抵抗値とを異ならせることが好ましい。

【0047】

以下の説明では、第１の外部抵抗Ｒg1の抵抗値を無限大とし、第２の外部抵抗Ｒg2を可変抵抗（いわゆるボリューム）によって構成した場合について説明する。

【0048】

図３は、図１に示した状態の等価回路図を示す。

【0049】

ここで、Ｖbは、第１電極１０及び第２電極２０間の生体表面９下にある筋肉部位（上腕二頭筋）７における筋電位である。この筋電位Ｖbは、上腕部を運動したとき、すなわち、上腕二頭筋７に負荷をかけたときに発生する。筋電位Ｖbを発生する信号源Ｓは、生体内における第１電極１０及び第２電極２０の間に介在している。

【0050】

また、Ｒb1は、生体内における第１電極１０及び第３電極３０の間の生体インピーダンスを示す。Ｒb2は、生体内における第２電極２０及び第３電極３０の間の生体インピーダンスを示す。Ｒb3は、生体内における第１電極１０及び第２電極２０の間の生体インピーダンスを示す。

【0051】

以下、Ｒb1を「第１インピーダンス」と呼称し、Ｒb2を「第２インピーダンス」と呼称し、Ｒb3を「第３インピーダンス」と呼称する場合がある。

【0052】

図３に示すように、３つの電極１０、２０、３０を介して、測定装置１と生体とで電気回路Ｃが形成される。具体的に、電気回路Ｃは、第１インピーダンスＲb1、第２インピーダンスＲb2、第３インピーダンスＲb3及び信号源Ｓを直列接続した電気回路である。加えて、この電気回路Ｃは、第１インピーダンスＲb1に対して第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続し、第２インピーダンスＲb2に対して第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続した電気回路とみなすこともできる。

【0053】

そして、第１電極１０及び第３電極３０の間に第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続したことで生じる電圧（特に、生体外で生じる電位差）は、第１信号として信号処理装置５に入力される。同様に、第２電極２０及び第３電極３０の間に第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続したことで生じる電圧（特に、生体外で生じる電位差）は、第２信号として信号処理装置５に入力される。以下、第１信号に対応した電圧Ｖ_１を第１の電圧と呼称するとともに、第２信号に対応した電圧Ｖ_２を第２の電圧と呼称する。信号処理装置５は、第１信号及び第２信号を通じて第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２を測定する。

【0054】

信号処理装置５は、ＣＰＵ等の処理装置、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の記憶装置、及び入出力バスを備えている。信号処理装置５は、それらのハードウェアによって構成される複数の機能ブロックを有しており、それらの機能ブロックを通じて第１信号及び第２信号をそれぞれ増幅したり、増幅後の各信号に基づいて生体インピーダンスＲbを算出したりすることができる（詳細は後述）。

【0055】

なお、信号処理装置５は、図１等では単一の装置として例示されているが、そうした構成には限定されない。第１信号及び第２信号を増幅する装置と、生体インピーダンスＲbを算出する装置とを別ユニットとする等、複数の装置によって信号処理装置５を構成してもよい。そのように構成した場合、ユニット間での信号の送受は、無線通信によって実現してもよいし、有線通信によって実現してもよい。

【0056】

ところで、従来知られた方法では、図１３に示すように、第３電極３０を用いることなく、電極１０、２０間に生じる電圧を測定していた。また、２つの電極１０、２０の間に、第１の外部抵抗Ｒg1と、第２の外部抵抗Ｒg2とを並列に配置して、スイッチＳＷによって、電極１０、２０間に、第１の外部抵抗Ｒg1が並列接続された状態（第１の状態）と、第２の外部抵抗Ｒg2が並列接続された状態（第２の状態）とに切り替えるようになっていた。

【0057】

そして、測定装置１００によって第１の状態と第２の状態とのそれぞれで出力電圧Ｖoutを測定するとともに、各測定値の電圧比に基づいて、生体インピーダンス、ひいては筋疲労度等の生体の状態を評価するように構成されていた。

【0058】

しかしながら、第１の状態での測定と、第２の状態での測定とを同時に行うことはできないため、被験者に筋疲労が生じてしまったり、被験者の姿勢に変化が生じたりした結果、前者の場合の測定と後者の場合の測定とで筋出力が一定に維持されず、変動してしまう可能性があった。筋出力の変動は、生体インピーダンスに測定誤差を招く要因となるため不都合である。

【0059】

つまり、図１４の上段のように筋出力が一定の場合、第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２はそれぞれ一定となり、それらに基づいた電圧比（Ｖ_１／Ｖ_２）も一定になる。しかしながら、図１４の下段のように筋出力が変動した場合、第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２は双方とも一定にはならない。この場合、例えば第１の電圧Ｖ_１の測定タイミングを時刻ｔａから時刻ｔａ’に変化させると、電圧比（Ｖ_１／Ｖ_２）の算出値、ひいては生体インピーダンスＺbの測定値も変化することになる。このような傾向は、第２の電圧Ｖ_２の測定タイミングである時刻ｔｂについても同様である。生体インピーダンスＺbの測定誤差を抑制するためには、そうした変化を可能な限り抑制することが好都合である。

【0060】

こうした問題に対し、本願発明者らは、図２に示すような電気回路Ｃを新たに創作することで、第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２とを並行して測定できるようにするとともに、その測定結果に基づいた生体インピーダンスＲbを新たに定式化することで、生体インピーダンスＲb、ひいては生体の状態（筋疲労度）を評価できるようにした。

【0061】

－基本概念－
具体的に、電気回路Ｃに循環電流Ｉが流れる場合、前述のように定義された第１の電圧Ｖ_１、第２の電圧Ｖ_２、及び筋電位Ｖbの間には、下式（１）で与えられる関係が成立する。

【0062】

【数2】

【0063】

上式（１）において、Ｒb1’は、Ｒb1とＲg1の合成抵抗であり、Ｒb2’は、Ｒb2とＲg2の合成抵抗である。各合成抵抗が並列接続によって構成されていることを考慮した上で、上式（１）を第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２との電圧比（Ｖ_１／Ｖ_２）について整理すると、下式（２）が得られる。

【0064】

【数3】

【0065】

上式（２）を式変形することで、下式（３）及び（４）が順番に得られる。

【0066】

【数4】

【0067】

【数5】

【0068】

さらに、上式（４）をＲb2について整理することで、下式（５）が得られる。

【0069】

【数6】

【0070】

前述のように、第１電極１０及び第３電極３０の距離が、第２電極２０及び第３電極３０の距離に等しい場合を考える。この場合、第１インピーダンスＲb1と第２インピーダンスＲb2とが等しいとみなすことができる。そこで、Ｒb1＝Ｒb2＝Ｒbとした上で上式（５）を整理すると、最終的に下式（６）が得られる。

【0071】

【数7】

【0072】

式（５）を上式（６）とみなすためには、第１電極１０及び第３電極３０の距離と、第２電極２０及び第３電極３０の距離とを一致させることが好ましく、第１電極１０の重心位置Ｇ１と、第２電極２０の重心位置Ｇ２とを一致させることがさらに好ましい。

【0073】

前述のように、上式（６）において各外部抵抗Ｒg1、Ｒg2の抵抗値は既知である。

【0074】

したがって、生体表面９下にある筋肉部位（上腕筋）７における第１電極１０と第３電極３０との間、又は、第２電極２０と第３電極３０との間の生体インピーダンスＲbは、式（６）に示すように、第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２の電圧比（Ｖ_１／Ｖ_２）に基づいて算出することができる。

【0075】

そして、第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２は、従来構成のようにスイッチＳＷを切り替えることなく測定できるため、両者を並行して測定することが可能になる。これにより、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスＲbの測定誤差を抑制することができる。

【0076】

なお、前述のように第１の外部抵抗Ｒg1の抵抗値を無限大とした場合、上式（６）は、下式（７）のように簡略化することができる。

【0077】

【数8】

【0078】

そして、第２の外部抵抗Ｒg2は、前述のように可変抵抗とされている。したがって、必要に応じて第２の外部抵抗Ｒg2の抵抗値を調整することで、第１信号及び第２信号を所望の強度に調整し、ひいては、上記電圧比の大きさを適宜増減させることができる。

【0079】

また、第１の外部抵抗Ｒg1の抵抗値と第２の外部抵抗Ｒg2の抵抗値とを異ならせたことで、第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２とが異なる値となる。この場合、電圧比Ｖ_１／Ｖ_２は１以外の値となる。そのため、上式（７）の右辺をゼロとすることなく、当該式（７）に基づいて生体インピーダンスＲbを算出することが可能となる。

【0080】

すなわち、本実施形態に係る生体インピーダンス測定方法では、図３に例示した電気回路Ｃを形成した後に、第１の電圧Ｖ_１と第２の電圧Ｖ_２とを並行して測定する。これらの電圧は、第１信号及び第２信号を通じて信号処理装置５が測定する。

【0081】

その後、信号処理装置５が、取得された第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２の電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出するとともに、その電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて、生体表面９下の筋肉部位７における生体インピーダンスＲbを算出する。

【0082】

－信号処理装置の具体例－
以下、信号処理装置５の具体例について説明する。ここで、図４は、第１信号及び第２信号を例示するタイムチャートである。図４の横軸は、測定開始後の経過時間であり、同図の縦軸は、第１信号及び第２信号の強度、つまり筋電位（Ｖ）の大きさを示している。また、図５は、信号処理装置５の構成を模式的に示す図であり、図６は、信号処理部５３の構成を模式的に示す図である。また、図７は、図６に示した信号処理部５３を備える信号処理装置５によって算出される電圧比及び生体インピーダンスを示したグラフである。

【0083】

図５に示すように、信号処理装置５は、第１信号取得部５１と、第２信号取得部５２と、信号処理部５３と、電圧比算出部５４と、インピーダンス算出部５５と、を備えている。

【0084】

このうち、第１信号取得部５１は、第１電極１０と第３電極３０との間に生じる電位差を測定することで、第１の電圧Ｖ_１の測定値に対応したアナログ信号（第１信号）を取得する。第１信号取得部５１は、取得した第１信号を信号処理部５３に入力する。

【0085】

一方、第２信号取得部５２は、第２電極２０と第３電極３０との間に生じる電位差を測定することで、第２の電圧Ｖ_２の測定値に対応したアナログ信号（第２信号）を取得する。第２信号取得部５２は、取得した第２信号を信号処理部５３に入力する。

【0086】

ここで、第１の電圧Ｖ_１の測定と第２の電圧Ｖ_２の測定を並行して行うことで、第１信号取得部５１による測定期間と、第２信号取得部５２による測定期間とが重複することになる。図４の囲み部Ｒｔに示す例では、２つの測定期間が一致するようになっている。

【0087】

信号処理部５３は、主たる機能として、第１信号と第２信号をそれぞれ増幅するように構成されている。具体的に、本実施形態に係る信号処理部５３は、図６に示すように、第１信号増幅部５３１と、第２信号増幅部５３２と、第１信号変換部５３３と、第２信号変換部５３４と、を有している。図６の各機能ブロック内に示したグラフは、その横軸が信号の測定タイミングを示しており、その縦軸が信号の強度を示している。

【0088】

第１信号増幅部５３１は、第１信号取得部５１から入力された第１信号を、所定の増幅率で増幅する（図６のグラフＧ１を参照）。第１信号増幅部５３１は、増幅後の第１信号に、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ等の周波数フィルタを通過させる。この周波数フィルタは、１Ｈｚ以上かつ１ｋＨｚ以下の周波数域を通過させるように構成すればよい。増幅後の第１信号は、第１信号変換部５３３に入力される。

【0089】

第１信号変換部５３３は、増幅後かつ周波数フィルタ通過後の第１信号にＡＤ変換を施すとともに、ＡＤ変換後の第１信号の実効値を算出する（図６のグラフＧ３を参照）。第１信号の実効値は、第１の電圧Ｖ_１の最終的な測定結果として図５の電圧比算出部５４に入力される。

【0090】

一方、第２信号増幅部５３２は、第２信号取得部５２から入力された第２信号を、第１信号増幅部５３１と同じになるよう設定された増幅率で増幅する（図６のグラフＧ２を参照）。第２信号増幅部５３２は、増幅後の第２信号に、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ等の周波数フィルタを通過させる。この周波数フィルタは、１Ｈｚ以上かつ１ｋＨｚ以下の周波数域を通過させるように構成すればよい。増幅後の第２信号は、第２信号変換部５３４に入力される。

【0091】

第２信号変換部５３４は、増幅後かつ周波数フィルタ通過後の第２信号にＡＤ変換を施すとともに、ＡＤ変換後の第２信号の実効値を算出する（図６のグラフＧ４を参照）。第１信号の実効値と同様に、第２信号の実効値は、第２の電圧Ｖ_２の最終的な測定結果として図５の電圧比算出部５４に入力される。

【0092】

電圧比算出部５４は、第１信号及び第２信号の実効値に基づいて、前述の電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。その際、電圧比算出部５４は、所定の測定タイミングで得られた第１の電圧Ｖ_１と、その第１の電圧Ｖ_１と測定タイミングが同期する前記第２の電圧Ｖ_２とに基づいて、電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。例えば、電圧比算出部５４は、時刻ｔ_ｎに測定された第１の電圧Ｖ_１を、同時刻ｔ_ｎに測定された第２の電圧Ｖ_２で除算する。これにより、電圧比算出部５４は電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。インピーダンス算出部５５は、電圧比算出部５４が算出した電圧比Ｖ_１／Ｖ_２と上式（７）とに基づいて、生体インピーダンスＲbを算出する。

【0093】

これにより、第１信号の実効値のブレと第２信号の実効値のブレとを同期させることが可能になり、図７のグラフＧ７に示すように、時間に対してフラットな電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出することができる。フラットな電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて生体インピーダンスＲbを算出することで、生体インピーダンスＲbの測定誤差を抑制することが可能になる。従来例とは異なり、測定タイミングを時刻ｔａから時刻ｔａ’に変化させたとしても、電圧比Ｖ_１／Ｖ_２及び生体インピーダンスＲbは略一定に保たれる（図７を参照）。

【0094】

－信号処理装置の変形例－
図６及び図７を用いて説明した信号処理装置５では、第１信号と第２信号を個別に増幅するように構成されていたが、そうした構成には限定されない。以下のように信号処理部５３を変形してもよい。

【0095】

ここで、図８は、変形例に係る信号処理部５３’の構成を模式的に示した図６対応図である。また、図９は、結合信号の概形を模式的に示したグラフである。図１０は、図８に示した信号処理部５３’を備える信号処理装置５によって算出される電圧比及び生体インピーダンスを示したグラフである。

【0096】

まず、第１信号取得部５１及び第２信号取得部５２の構成は、図５を用いて説明したものと同一である。第１信号取得部５１は、第１の電圧Ｖ_１の測定値に対応したアナログ信号（第１信号）を取得するとともに、取得した第１信号を信号処理部５３’に入力する。第２信号取得部５２は、第２の電圧Ｖ_２の測定値に対応したアナログ信号（第１信号）を取得するとともに、取得した第２信号を信号処理部５３’に入力する。

【0097】

この変形例においても、第１の電圧Ｖ_１の測定と第２の電圧Ｖ_２の測定とは並行して行われるようになっている。これにより、第１信号取得部５１による測定期間と、第２信号取得部５２による測定期間とが重複することになる。図４の囲み部Ｒｔに示すように、この変形例においても、２つの測定期間が一致しているものとする。

【0098】

そして、変形例に係る信号処理部５３’は、主たる機能として、第１信号と第２信号を同時に増幅するように構成されている。具体的に、変形例に係る信号処理部５３’は、図８に示すように、結合信号生成部５３５と、結合信号増幅部５３６と、結合信号分配部５３７と、第１信号変換部５３８と、第２信号変換部５３９と、を有している。図８の各機能ブロック内に示したグラフは、その横軸が信号の測定タイミングを示しており、その縦軸が信号の強度を示している。

【0099】

ここで、結合信号生成部５３５は、第１信号（第１の電圧Ｖ_１）の測定値と、第２信号（第２の電圧Ｖ_２）の測定値と、に各電圧の測定期間よりも短周期で切り替わる結合信号を生成する（図８のグラフＧ６を参照）。

【0100】

結合信号の詳細は、図９に拡大して示す。この図９において、破線Ｇ６１が第１信号に対応し、破線Ｇ６２が第２信号に対応している。この結合信号は、第１信号と第２信号とに等期間で交互に切り替わる信号として生成される。例えばｎを整数とすると、結合信号は、時刻ｔ_ｎ以上かつ時刻ｔ_ｎ＋１未満では第１信号に一致する値となり、時刻ｔ_ｎ＋１以上かつ時刻ｔ_ｎ＋２未満では第２信号に一致する値となり、時刻ｔ_ｎ＋２以上かつ時刻ｔ_ｎ＋３未満では再び第１信号に一致する値となる。結合信号生成部５５６は、そうして生成した結合信号を、結合信号増幅部５３６に入力する。

【0101】

結合信号増幅部５３６は、結合信号生成部５３５から入力された結合信号を、所定の増幅率で増幅する（図８のグラフＧ７を参照）。結合信号増幅部５３６は、増幅後の結合信号を、結合信号分配部５３７に入力する。

【0102】

結合信号分配部５３７は、結合信号増幅部５３６から入力された増幅後の結合信号を、第１の電圧Ｖ_１の測定値に対応した補完済み第１信号（第１信号）と、第２の電圧Ｖ_２の測定値に対応した補完済み第２信号（第２信号）と、に分配する。

【0103】

この補完済み第１信号は、時刻ｔ_ｎ以上かつ時刻ｔ_ｎ＋１未満及び時刻ｔ_ｎ＋２以上かつ時刻ｔ_ｎ＋３未満では第１信号に一致するとともに、時刻ｔ_ｎ＋１以上かつ時刻ｔ_ｎ＋２未満ではその前後の第１信号によって値が補完された信号に相当する（図８のグラフＧ８１を参照）。同様に、補完済み第２信号は、時刻ｔ_ｎ＋１以上かつ時刻ｔ_ｎ＋２未満及び時刻ｔ_ｎ＋３以上かつ時刻ｔ_ｎ＋４未満では第２信号に一致するとともに、時刻ｔ_ｎ＋２以上かつ時刻ｔ_ｎ＋３未満ではその前後の第２信号によって値が補完された信号に相当する（図８のグラフＧ８２を参照）。他のｎについても同様である。結合信号分配部５３７は、補完済み第１信号を第１信号変換部５３８に入力するとともに、補完済み第２信号を第２信号変換部５３９に入力する。

【0104】

第１信号変換部５３８は、結合信号分配部５３７から入力された補完済み第１信号に、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ等の周波数フィルタを通過させる。この周波数フィルタは、１Ｈｚ以上かつ１ｋＨｚ以下の周波数域を通過させるように構成すればよい。

【0105】

結合信号を分配した後に周波数フィルタを通過させることで、高周波側では、結合信号における第１信号と第２信号との間の段差を保持することが可能になる。つまり、結合信号に周波数フィルタを通過させた場合、図６の時刻ｔ_ｎ等における破線Ｇ６１と破線Ｇ６２との間の段差が緩和し得る。この場合、結合信号の分配に際して誤差を招く可能性がある。

【0106】

一方、結合信号を分配した後に周波数フィルタを通過させることで、そうした段差の緩和を避けることができる。このことは、生体インピーダンスの測定誤差を確保する上で有用である。一方、低周波数側では、結合信号分配部５３７による分配の際に、クロストークの発生を抑制することができる。このことも、生体インピーダンスの測定誤差を確保する上で有用である。

【0107】

第１信号変換部５３８はまた、周波数フィルタ通過後の補完済み第１信号にＡＤ変換を施すとともに、ＡＤ変換後の補完済み第１信号の実効値を算出する（図６のグラフＧ９１を参照）。そうして算出された実効値は、第１の電圧Ｖ_１の最終的な測定結果として図５の電圧比算出部５４に入力される。

【0108】

一方、第２信号変換部５３９は、結合信号分配部５３７から入力された補完済み第２信号に、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ等の周波数フィルタを通過させる。この周波数フィルタは、１Ｈｚ以上かつ１ｋＨｚ以下の周波数域を通過させるように構成すればよい。

【0109】

第２信号変換部５３９はまた、周波数フィルタ通過後の補完済み第２信号にＡＤ変換を施すとともに、ＡＤ変換後の補完済み第２信号の実効値を算出する（図６のグラフＧ９２を参照）。そうして算出された実効値は、第２の電圧Ｖ_２の最終的な測定結果として図５の電圧比算出部５４に入力される。

【0110】

電圧比算出部５４は、補完済み第１信号及び補完済み第２信号の実効値に基づいて、前述の電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。前述の構成と同様に、電圧比算出部５４は、所定の測定タイミングで得られた第１の電圧Ｖ_１と、その第１の電圧Ｖ_１と測定タイミングが同期する第２の電圧Ｖ_２とに基づいて、電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。例えば、電圧比算出部５４は、時刻ｔ_ｎに測定された第１の電圧Ｖ_１を、時刻ｔ_ｎ＋１に測定された第２の電圧Ｖ_２等、時刻ｔ_ｎの前後に測定された第２の電圧Ｖ_２で除算する。これにより、電圧比算出部５４は電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する。第１の電圧Ｖ_１の測定タイミングと第２の電圧Ｖ_２の測定タイミングとの間の僅かなズレは、補完済み第１信号及び補完済み第２信号を用いたことに起因する。インピーダンス算出部５５は、電圧比算出部５４が算出した電圧比Ｖ_１／Ｖ_２と上式（７）とに基づいて、生体インピーダンスＲbを算出する。

【0111】

これにより、第１信号の実効値のブレと第２信号の実効値のブレとを略同期させることが可能になる。図１０のグラフＧ１０に示すように、各電圧の測定タイミングのズレに起因して若干の凹凸こそ存在するものの、従来例と比べて十分にフラットな電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出することができる。そうした電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて生体インピーダンスＲbを算出することで、生体インピーダンスＲbの測定誤差を抑制することが可能になる。
また、第１信号と第２信号を個別に増幅するのではなく、結合信号増幅部５３６によって同時に増幅するように構成したことで、増幅率の誤差に起因した測定誤差を抑制することができる。

【0112】

＜筋疲労評価方法＞
ところで、筋肉に負荷をかけて筋疲労が生じると、血中の乳酸濃度が増加することがよく知られているが、筋肉内の水分も増加することが分かっている。そのため、疲労した筋肉部位における生体インピーダンスを測定すると、平常時よりも生体インピーダンスが減少していることが予測できる。

【0113】

本願発明者らが鋭意検討を重ねた結果、得られた知見によると、腕の肘曲げ運動ように、筋肉に一定でない負荷をかけたときの生体インピーダンスの変化は、血中乳酸濃度の変化や、筋肉の厚みの変化と、強い相関関係があることが分かった。すなわち、特定の筋肉の疲労は、筋肉内の水分量の変化として捉えることができ、これにより、生体インピーダンスの変化が、生体の筋疲労度を反映する指標になり得ることが分かった。

【0114】

したがって、筋肉に負荷をかけて筋疲労が生じると、筋肉内の水分量が変化し、筋肉内の水分量の変化を、生体インピーダンスの変化として捉えることによって、特定の筋肉の疲労度を評価することができる。

【0115】

そして、筋肉の疲労度を評価するための生体インピーダンスは、図２に例示した電気回路Ｃにおいて、第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２を並行して測定することで算出することができる。

【0116】

図１１は、筋肉内の水分量の変化（図１１（ａ））と、生体インピーダンスの変化（図１１（ｂ））との関係を模式的に示したグラフである。図１１（ａ）、（ｂ）に示すように、筋肉に負荷をかけて筋疲労が生じると、筋肉内の水分量が増加し（時刻ｔ_０～ｔ_１）、これに伴い、生体インピーダンスが減少する（時刻ｔ_０～ｔ_１）。そして、筋肉に負荷をかけるのを止めると、筋肉内の水分量が元の状態に戻り（時刻ｔ_１～ｔ_２）、これに伴い、生体インピーダンスも元の状態に戻る（時刻ｔ_１～ｔ_２）。すなわち、生体インピーダンスの時間変化を測定することにより、筋疲労が、時刻ｔ_０～ｔ_１の間で蓄積し、時刻ｔ_１～ｔ_２の間で回復することが分かる。これにより、筋肉に負荷をかけたときに生じる筋疲労度を評価することができる。

【0117】

なお、図１１の横軸に示した経過時間のタイムスケールは、図７及び図１０の横軸に示した測定タイミングのタイムスケールと比べて有意に長く設定されている。つまり、図１１の各時刻ｔ_０、ｔ_１、ｔ_２の近傍で見たときの生体インピーダンスは、図７及び図１０のように時間に対して略フラットとなる。

【0118】

＜測定誤差の抑制について＞
このように、本実施形態に係るインピーダンス測定方法では、第１電極１０及び第３電極３０の間に第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続することで得られる第１の電圧Ｖ_１と、第２電極２０及び第３電極３０の間に第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続することで得られる第２の電圧Ｖ_２との電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて、生体インピーダンスＲbを算出する。これにより、第１の外部抵抗Ｒg1が並列接続された状態と、第２の外部抵抗Ｒg2が並列接続された状態とで電気回路Ｃを切り替えることなく、２つの電圧を並行して測定することが可能になる。そのことで、筋出力の変動に起因した、生体インピーダンスＲbの測定誤差を抑制することができる。測定誤差の抑制は、生体インピーダンスＲbの高精度化に資する。

【0119】

また、図２を用いて説明したように、第１電極１０及び第３電極３０の距離Ｈと、第２電極２０及び第３電極３０の距離Ｈとが等しい場合、上式（６）を用いて生体インピーダンスＲbを算出することができる。これにより、３つの電極を用いた場合であっても、生体インピーダンスＲbをより容易に算出することが可能になる。

【0120】

また、第１の外部抵抗Ｒg1又は第２の外部抵抗Ｒg2のいずれか一方の抵抗値を無限大とした場合、その外部抵抗において電気回路Ｃが遮断されているとみなすことができる。この場合、上式（７）に示したように、上式（６）は、よりシンプルなものとなる。各種計算式をシンプルにすることで、生体インピーダンスＲbをより容易に測定することが可能となる。

【0121】

また、図１及び図３に例示したように、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2の少なくとも一方の抵抗値を可変とすることで、第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２、ひいてはそれらの電圧に基づいた電圧比Ｖ_１／Ｖ_２の大きさを調節することができる。これにより、生体インピーダンスＲbをより容易に測定することが可能となる。

【0122】

また、図４の囲み部ＲＴ、及び図６の時刻ｔ_ｎを用いて説明したように、第１の電圧Ｖ_１と、該第１の電圧Ｖ_１と測定タイミングが同期する前記第２の電圧Ｖ_２と、を用いて電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出することで、時間経過に伴う各電圧のブレの影響を電圧比の算出結果に及ぼすことなく、略一定の電圧比を算出することが可能になる。このことは、生体インピーダンスＲb／の測定誤差の抑制に資する。

【0123】

また、図６に例示した信号処理部５３を用いることで、同時刻に測定された第１信号及び第２信号に基づいて、電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出することが可能になる。これにより、測定タイミングのずれに起因した測定誤差を抑制することができる。

【0124】

また、図８に例示した信号処理部５３’を用いた場合、一の結合信号を増幅してから、この結合信号を補完済み第１信号と補完済み第２信号とに分配することになる。これにより、２つの信号間で増幅率を等しくすることができるため、増幅率のずれに起因した測定誤差を抑制することができる。

【0125】

＜他の実施形態＞
以上、本開示を好適な実施形態により説明してきたが、こうした記述は限定事項ではなく、もちろん、種々の改変が可能である。

【0126】

例えば、前記実施形態では、生体インピーダンスの時間変化に基づいて、生体の筋疲労度を評価するように構成されていたが、本開示による評価対象は、生体の筋疲労度には限定されない。生体内の信号源の位置を評価したり、生体の体脂肪を評価したりしてもよい。

【0127】

また、前記実施形態では、３つの電極を筋繊維に沿って互いに近傍に配置したが、本開示は、そうした配置には限定されない。３つの電極を、筋繊維を取り囲むように、互いに近傍に配置してもよい。

【0128】

また、前記実施形態では、それぞれ環状に形成された複数の第１小電極１１によって第１電極１０を構成するとともに、それぞれ環状に形成された複数の第２小電極２１によって第２電極２０を構成していたが、本開示は、そうした構成には限定されない。複数の第１小電極１１と複数の第２小電極２１とをそれぞれ板状に形成し、所定方向に沿って第１小電極１１と第２小電極２１とを交互に並べることによって第１電極１０及び第２電極２０を構成してもよい、
また、前記実施形態では、複数の小電極によって第３電極３０を構成するのではなく、一の電極ブロックによって第３電極３０構成するようになっていたが、本開示は、そうした構成には限定されない。第１電極１０及び第２電極２０と同様に、複数の電極ブロックによって第３電極３０を構成してもよい。

【0129】

図１２は、生体インピーダンス測定方法の変形例を模式的に示した図１対応図である。この例では、第３電極３０は、互いに別体とされた第１電極ブロック３１及び第２電極ブロック３２を含み、第１の外部抵抗Ｒg1を第１電極１０及び第１電極ブロック３１の間に並列接続し、第２の外部抵抗Ｒg2を第２電極２０及び第２電極ブロック３２の間に並列接続している。

【0130】

本願発明者らが鋭意検討を重ねた結果、得られた知見によると、前記構成のように第３電極３０を複数の電極ブロック３１，３２により構成したとしても、図２と同じ等価回路を用いることができ、上式（５）、（６）及び（７）を流用することも許容される。このように、本開示は多種多様な電気回路Ｃに適用することができ、種々の性能要求・ニーズに応えることが可能になる。

【0131】

また、前記実施形態では、第２の外部抵抗Ｒg2を可変抵抗（いわゆるボリューム）によって構成した場合について説明したが、本開示は、そうした構成には限定されない。例えば図１２に示すように、互いに並列接続された２つの外部抵抗Ｒga、Ｒgbによって第２の外部抵抗Ｒg2を構成し、外部抵抗Ｒgaと外部抵抗ＲgbとをスイッチＳＷで切り替えるように構成してもよい。第２の外部抵抗Ｒg2を構成するように並列接続される外部抵抗は、３以上の多数であってもよい。同様の構成は、第１の外部抵抗Ｒg1にも適用可能である。

【0132】

また、本開示は、測定装置１を生体インピーダンス測定装置とみなすこともできる。すなわち、本開示に係る生体インピーダンス測定装置は、生体表面９に配置される第１電極１０及び第２電極２０と、この生体表面９に、第１電極１０及び第２電極２０に対して所定の間隔を空けて配置される第３電極３０と、第１電極１０及び第３電極３０の間に並列接続される第１の外部抵抗Ｒg1と、第２電極２０及び第３電極３０の間に並列接続される第２の外部抵抗Ｒg2と、第１電極１０及び第３電極３０の間に生じる第１の電圧Ｖ_１と、第２電極２０及び第３電極３０の間に生じる第２の電圧Ｖ_２と、を測定する測定手段（信号処理装置５）と、第１の電圧Ｖ_１及び第２の電圧Ｖ_２の電圧比Ｖ_１／Ｖ_２を算出する電圧比算出手段（電圧比算出部５４）と、算出した電圧比Ｖ_１／Ｖ_２に基づいて、生体表面９下の筋肉部位７における生体インピーダンスＲbを算出する生体インピーダンス算出手段（インピーダンス算出部５５）と、を備えている。

【符号の説明】

【0133】

１ 測定装置（生体インピーダンス測定装置）
５ 信号処理装置
７ 筋肉部位
９ 生体表面
１０ 第１電極
２０ 第２電極
３０ 第３電極
３１ 第１電極ブロック
３２ 第２電極ブロック
Ｒg1 第１の外部抵抗
Ｒg2 第２の外部抵抗

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】