(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
前記演算手段によって演算された生体電気特性をリアルタイムに表示する表示手段と、
を備える電気特性測定装置であって、前記表示手段は、３以上の周波数の測定信号に対する生体電気特性の軌跡を表示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、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、生体電気特性の時間変化をリアルタイムに表示することができる電気特性測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
本出願人は、かつて生体電気インピーダンス測定装置として、Ｍ系列符号を使用した装置を出願した（特開平１０−１４８９８号公報）。その発明では、４端子Ａ／Ｄコンバートされた信号をフーリエ変換することにより、多くの周波数での生体電気インピーダンスを測定して細胞内外の水分量情報を算出している。この装置では明細書には記載していないが、信号のＳＮ比を向上させるため、Ｍ系列信号を多数回出力させ、各信号の同期加算を行っている。
【０００３】
以下、その従来技術を説明する。近年、人間や動物の身体組成を評価する目的で、生体の電気特性に関する研究が行われている。生体の電気特性は、組織又は臓器の種類によって著しく異なっており、たとえばヒトの場合、血液の電気抵抗率は１５０Ω・ｃｍ前後であるのに対して、骨や脂肪の電気抵抗率は１〜５ｋΩ・ｃｍもある。この生体の電気特性は、生体電気インピーダンスと呼ばれ、生体の体表面に装着された複数の電極間に微小電流を流すことにより測定される。
【０００４】
このようにして得られた生体電気インピーダンスから被験者の体水分分布や体脂肪率、体脂肪量を推計する方法を生体電気インピーダンス法という。（「身体組成の評価法としての生体電気インピーダンス法」，Baumgartner, R.N., etc.著、「生体電気インピーダンスとその臨床応用」，医用電子と生体工学，金井寛著，20（3）Jun 1982、「インピーダンス法による体肢の水分分布の推定とその応用」，医用電子と生体工学，波江野誠著，23（6）1985、「インピーダンス法による膀胱内尿量の長時間計測」，人間工学，口ノ町康夫等著，28（3）1992等参照）。
【０００５】
生体電気インピーダンスは、生体中のイオンによって搬送される電流に対する生体の抵抗（レジスタンス）と、細胞膜、組織界面、あるいは非イオン化組織によって作り出される様々な種類の分極プロセスと関連したリアクタンスとから構成される。リアクタンスの逆数であるキャパシタンスは、電圧よりも電流に時間的遅れをもたらし、位相のずれ（フェーズシフト）を作り出すが、この値はレジスタンスに対するリアクタンスの比率の逆正接角（アークタンジェント）、すなわち、電気位相角として幾何学的に定量される。
【０００６】
これら生体電気インピーダンスＺ、レジスタンスＲ、リアクタンスＸ及び電気位相角φは、周波数に依存している。非常に低い周波数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。
【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。
【０００８】
図６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。
【０００９】
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。
【００１０】
図７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。
【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。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明に関連する公知技術として特表平０８−５０２４３０号公報には、人体の検査方法が記載されている。
この公知技術では、特定の周波数でのインピーダンスの時間変化をグラフとして表示するものであり、測定が全て終了した後に解析してグラフ表示するものである。
【００１３】
このように、従来の生体電気インピーダンス測定装置は、測定の後に生体電気インピーダンスを解析するためのものであり、生体電気インピーダンスをリアルタイムに表示して、患者の心臓の鼓動又は呼吸の様子などを直感的に知ることを念頭においたものではない。
本発明の目的は、生体電気特性の時間変化をリアルタイムに表示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。
【００１４】
【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、前記演算手段によって演算された生体電気特性をリアルタイムに表示する表示手段と、を備える。
【００１５】
また、前記表示手段は、３以上の周波数の測定信号に対する生体電気特性の軌跡を表示することで、視覚的に見やすい形態で呼吸や心拍の状態を表示することができる。
【００１６】
【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。
図１は、本実施の形態による電気特性測定装置の電気的構成を示すブロック図である。本電気特性測定装置は、キーボード１、測定処理部２、ＣＰＵ（中央演算処理装置）３、表示器４、ＲＡＭ５、及びＲＯＭ６により構成される。
【００１７】
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、測定間隔ｔ等を測定目的に応じて設定／設定変更するための各種キーから構成される。キーボード１から供給される各キーの操作データは、キーコード発生回路（図示せず）でキーコード変換されてＣＰＵ３に供給される。
【００１８】
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。
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、体脂肪率、体内水分分布に関する各種物理量を算出する。本実施の形態では、測定処理部２による測定に応じて生体電気インピーダンスを算出し、インピーダンス軌跡を求める。
【００１９】
表示器４は、ＣＰＵ３により算出された被験者の体Ｂの生体電気インピーダンス、体脂肪量及び体内水分量等を表示する。本実施の形態では、ＣＰＵ３からの指示に応じて、インピーダンス軌跡をリアルタイムで表示する。
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。
【００２０】
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。
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８０ａ，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８３，９３、及びサンプリングメモリ（リングバッファ）８４，９４を含む。
【００２１】
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、ＰＩＯ７１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。
【００２２】
測定信号発生器７２からのプローブ電流Ｉａ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。
【００２３】
さらに、本実施の形態では、プローブ電流Ｉａ（測定信号）の繰返し回数は、信号発生指示１回当たり１〜２５６回である。この繰返し回数も測定者がキーボード１を用いて任意に設定できるようにしてもよい。繰返し回数は、多い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。
【００２４】
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。
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。
【００２５】
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。
【００２６】
図２は、本実施の形態による電気特性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。
【００２７】
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によって電気特性測定装置に接続されている。
【００２８】
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。
【００２９】
差動増幅器８１（図１参照）は、２つの表面電極Ｈｐ，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。
【００３０】
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。ＬＰＦ８２のカットオフ周波数は、Ａ／Ｄ変換器８３のサンプリング周波数の半分より低い。これにより、Ａ／Ｄ変換器８３によるＡ／Ｄ変換処理で発生する折り返し雑音が除去される。
Ａ／Ｄ変換器８３は、ＣＰＵ３からデジタル変換信号Ｓｄが供給される度に、上記ノイズが除去された電圧Ｖｐを所定のサンプリング周期でデジタル信号に変換し、デジタル化された電圧Ｖｐをサンプリング周期毎にサンプリングメモリ８４へ供給する。
【００３１】
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。
【００３２】
Ｉ／Ｖ変換器９１は、２つの表面電極Ｈｃ，Ｌｃ間に流れる電流を検出して電圧に変換する。すなわち、Ｉ／Ｖ変換器９１は、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。
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。
【００３３】
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。
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。
【００３４】
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。
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４参照）を求める。
【００３５】
つぎに、本実施の形態による電気特性測定装置の動作を説明する。
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。
【００３６】
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、測定間隔ｔ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。
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。ＣＰＵ３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４参照）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。
【００３７】
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。
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。
【００３８】
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。
Ａ／Ｄ変換器８３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｐをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ８４へ供給する。サンプリングメモリ８４は、デジタル化された電圧Ｖｐを順次記憶する。
【００３９】
一方、Ａ／Ｄ変換器９３では、デジタル変換信号Ｓｄの供給を受ける度に、電圧Ｖｃをデジタル信号に変換し、サンプリングメモリ９４へ供給する。サンプリングメモリ９４は、デジタル化された電圧Ｖｃを順次記憶する。
ＣＰＵ３は、プローブ電流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Ｖｐ，Ｖｃを逐次読み出す。
【００４０】
つぎに、読み出された電圧Ｖｐ，Ｖｃを各々フーリエ変換処理して周波数の関数である電圧Ｖｐ（ｆ），Ｖｃ（ｆ）（ｆは周波数）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）［＝Ｖｐ（ｆ）／Ｖｃ（ｆ）］を算出する。
つぎに、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、インピーダンス軌跡Ｄを求める。このインピーダンス軌跡Ｄは、表示器４に表示される。
【００４１】
図３は、本実施の形態による生体電気特性測定処理のリアルタイム表示の動作を説明する図である。
本実施の形態では、上述した測定処理部２による電圧及び電流値の測定、ＣＰＵ３による生体電気インピーダンス軌跡の算出、及び表示器４によるインピーダンス軌跡の表示、からなる一連の動作が連続して実行される。
【００４２】
具体的には、測定処理部２は、１回目の測定後、２回目、・・・、Ｎ回目と連続して測定を行う。各測定に要する時間は例えば約３.６ｍ秒である。ＣＰＵ３は、１回目、２回目、・・・、Ｎ回目の測定結果に基づいて生体電気インピーダンス軌跡の算出を行う。１回の測定に対応する生体電気インピーダンス軌跡の算出時間は例えば約０.４ｍ秒である。表示器４は、ＣＰＵ３の処理結果に応じてインピーダンス軌跡を表示する。
【００４３】
図３に示すように、各測定、算出及び表示の動作を並列処理することにより、生体電気インピーダンス軌跡を連続的に表示することができる。
図４は、本実施の形態によるインピーダンス軌跡の表示例を説明する図である。
図３に示した動作により、インピーダンス軌跡の変化から、心臓の鼓動や呼吸の様子を知ることができる。ここでは、心臓の鼓動や呼吸に応じて、インピーダンス軌跡が左方向（点線矢印）、右方向（実線矢印）にずれて動いている様子が示されている。
【００４４】
図５は、本実施の形態による生体電気インピーダンスにより測定される生体電気インピーダンスＲ0，Ｒ∞の時間変化を説明する図である。
この図は、図４に示した周波数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）の各時系列変化を示している。
【００４５】
以上により、医療分野、特に病院の手術等の状況において、インピーダンス軌跡の時間変化から医師は患者の心臓の鼓動及び呼吸の状態を知ることができる。また、所定期間での心拍数、呼吸数等を表示することも可能である。
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。
【００４６】
たとえば、上記実施の形態では、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∞とを算出している。本発明はこれに限定されず、たとえば、該算出結果から、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こともできる。また、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こともできる。
【００４７】
また、上記実施の形態では、表面電極Ｈｃ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、たとえば、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。また、電極の取り付け箇所は、手や足には限定されない。
【００４８】
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、各種医療制度（たとえば、透析の状態測定）への適用が期待できる。
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。
【００４９】
また、上記実施の形態では、多周波での測定により、インピーダンス軌跡の時間変化（図４参照）を表示している。本発明はこれに限定されず、生体電気インピーダンスの時間変化をリアルタイム表示することで、心臓の鼓動、呼吸の様子を認識できるものであればよい。
以上により、本発明の電気特性測定装置は、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）、演算手段（ＣＰＵ３）により実現される。
【００５０】
測定信号供給手段は、測定信号を生成し、被験者の互いに隔たる所定の２箇所の表面部位に導電可能に付けた表面電極Ｈｃ，Ｌｃを介して、測定信号を被験者に送出する。電流測定手段は、被験者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。演算手段は、電流及び電圧測定手段により各々測定された電流値及び電圧値により、被験者の表面部位間の生体電気インピーダンスを算出する。
【００５１】
【発明の効果】
本発明によれば、インピーダンス軌跡の変化をリアルタイムで表示することができ、これにより患者の心臓の鼓動、呼吸の様子を直感的に知ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態による電気特性測定装置の電気的構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態による電気特性測定装置の使用状態を模式的に示す図である。
【図３】本発明の実施の形態による生体電気特性測定処理のリアルタイム表示の動作を説明する図である。
【図４】本発明の実施の形態によるインピーダンス軌跡の表示例を説明する図である。
【図５】本発明の実施の形態による電気特性測定装置により測定される生体電気インピーダンスＲ0，Ｒ∞の時間変化を説明する図である。
【図６】人体の電気的等価回路図（等価回路モデル）である。
【図７】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。
【符号の説明】
１  キーボード
２  測定処理部
３  ＣＰＵ
４  表示器
５  ＲＡＭ
６  ＲＯＭ
１０  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  ＬＰＦ
７４，８０ａ，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
Ｈｃ，Ｌｃ，Ｈｐ，Ｌｐ  表面電極
【図１】
0003947379.tif 000002
【図２】
0003947379.tif 000003
【図３】
0003947379.tif 000004
【図４】
0003947379.tif 000005
【図５】
0003947379.tif 000006
【図６】
0003947379.tif 000007
【図７】
0003947379.tif 000008