JPH0832261B2 - 精神緊張度モニター - Google Patents
精神緊張度モニターInfo
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- JPH0832261B2 JPH0832261B2 JP63144360A JP14436088A JPH0832261B2 JP H0832261 B2 JPH0832261 B2 JP H0832261B2 JP 63144360 A JP63144360 A JP 63144360A JP 14436088 A JP14436088 A JP 14436088A JP H0832261 B2 JPH0832261 B2 JP H0832261B2
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/486—Biofeedback
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
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- Y10S128/905—Feedback to patient of biological signal other than brain electric signal
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
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- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は、スポーツなどの試合、講演、試験など、
精神緊張レベルがパフオーマンスに大きく影響する作業
において、精神緊張度をチエツクしたり、すみやかに望
ましい緊張度に自己制御できるよう訓練するための精神
緊張度モニターに関するものである。
精神緊張レベルがパフオーマンスに大きく影響する作業
において、精神緊張度をチエツクしたり、すみやかに望
ましい緊張度に自己制御できるよう訓練するための精神
緊張度モニターに関するものである。
従来、心拍（瞬時心拍か、一定時間の平均心拍）をモ
ニターする装置は運動負荷を測定する目的のものが多
い。自律神経機能の評価・訓練用の装置としては、例え
ば、特公昭61−43056号公報に示された心拍バイオフイ
ードバツク装置がある。第８図はこの装置を簡略化して
示すブロック図で、（１）は脈波検出部、（２）は増幅
部、（３）は心拍（脈拍）のカウンタ、（４）は表示回
路、（５）は周波数可変発振器、（６）はカウンタ、
（７）は比較回路、（８）は表示回路である。
ニターする装置は運動負荷を測定する目的のものが多
い。自律神経機能の評価・訓練用の装置としては、例え
ば、特公昭61−43056号公報に示された心拍バイオフイ
ードバツク装置がある。第８図はこの装置を簡略化して
示すブロック図で、（１）は脈波検出部、（２）は増幅
部、（３）は心拍（脈拍）のカウンタ、（４）は表示回
路、（５）は周波数可変発振器、（６）はカウンタ、
（７）は比較回路、（８）は表示回路である。
検出部（１）で検出された脈波は増幅器（２）で増幅
され、カウンタ（３）で一定時間内の回数をカウントさ
れ、表示回路（４）に表示される。一方、周波数可変発
振器（５）により目標とする心拍に対応したパルスを発
生させ、カウンタ（６）によりカウンタ（３）と同一の
一定時間内の回数をカウントし、比較回路（７）によ
り、この目標回数とカウンタ（３）から出力される実際
の脈拍回数を比較してその大小を表示回路（８）により
表示するというものである。
され、カウンタ（３）で一定時間内の回数をカウントさ
れ、表示回路（４）に表示される。一方、周波数可変発
振器（５）により目標とする心拍に対応したパルスを発
生させ、カウンタ（６）によりカウンタ（３）と同一の
一定時間内の回数をカウントし、比較回路（７）によ
り、この目標回数とカウンタ（３）から出力される実際
の脈拍回数を比較してその大小を表示回路（８）により
表示するというものである。
一方、コンピユータ作業などの精神的負担を評価する
ためにRRV（RR間隔変動）モニターが考案されている
（第２回ヒユーマンインタフエースシンポジウム抄録，
第119頁−第122頁,1986年参照）。これは第９図に示す
ように、検出部（11）、増幅器（12）、マイコン部（1
3）、表示部（14）から成る。第10図には、心電図の波
形を示す。図中、P,Q,R,S,TはそれぞれＰ波,Q波,R波,S
波,T波を示し、RRI（Ｒ−RInterval）はＲ波とＲ波の間
隔時間である。第９図に示す装置では検出部（11）によ
り心電図を検出し、この心電図の波形を増幅器（12）で
増幅する。次にマイコン部（13）においてＲ波の検出を
行なうと共に、RRIを求めて、一定時間ごとの間隔デー
タに変換し、分散値｛SD（標準偏差）の二乗｝を計算し
て表示部（14）でその分散値を表示する。又、他にもこ
の種の装置として特開昭61−272034号公報に示された呼
吸循環機能測定装置がある。
ためにRRV（RR間隔変動）モニターが考案されている
（第２回ヒユーマンインタフエースシンポジウム抄録，
第119頁−第122頁,1986年参照）。これは第９図に示す
ように、検出部（11）、増幅器（12）、マイコン部（1
3）、表示部（14）から成る。第10図には、心電図の波
形を示す。図中、P,Q,R,S,TはそれぞれＰ波,Q波,R波,S
波,T波を示し、RRI（Ｒ−RInterval）はＲ波とＲ波の間
隔時間である。第９図に示す装置では検出部（11）によ
り心電図を検出し、この心電図の波形を増幅器（12）で
増幅する。次にマイコン部（13）においてＲ波の検出を
行なうと共に、RRIを求めて、一定時間ごとの間隔デー
タに変換し、分散値｛SD（標準偏差）の二乗｝を計算し
て表示部（14）でその分散値を表示する。又、他にもこ
の種の装置として特開昭61−272034号公報に示された呼
吸循環機能測定装置がある。
従来の心拍数モニターでは、心拍数だけしか表示され
ないため、運動量や姿勢、呼吸パターンなどの変化によ
る心拍の生理的な変化と、精神緊張度の変化による心拍
の変化が分離できず、精神緊張度の変化を正確にモニタ
ーできないという問題点があつた。一方、RRVモニター
では、すべての変動成分のみの表示のため、上記と同様
の問題点があつた。
ないため、運動量や姿勢、呼吸パターンなどの変化によ
る心拍の生理的な変化と、精神緊張度の変化による心拍
の変化が分離できず、精神緊張度の変化を正確にモニタ
ーできないという問題点があつた。一方、RRVモニター
では、すべての変動成分のみの表示のため、上記と同様
の問題点があつた。
この発明は、精神緊張度の変化を多面的により正確に
モニターできる精神緊張度モニターを得ることを第１の
目的とする。また、上記第１の目的に加えて、計測した
緊張度を示す指標値の信頼性を評価することのできる精
神緊張度モニターを得ることを目的とする。
モニターできる精神緊張度モニターを得ることを第１の
目的とする。また、上記第１の目的に加えて、計測した
緊張度を示す指標値の信頼性を評価することのできる精
神緊張度モニターを得ることを目的とする。
さらに、上記第１の目的に加えて、計測した緊張度を
示す指標値の信頼性を高めることのできる精神緊張度モ
ニターを得ることを目的とする。
示す指標値の信頼性を高めることのできる精神緊張度モ
ニターを得ることを目的とする。
第１の発明である精神緊張度モニターは、心電波形等
の被測定者の心臓の収縮活動を示す周期波を計測する第
１計測手段、第１計測手段により計測した周期波の特徴
点であって該周期波と同一周期で現われる特定波を検出
する検出手段、特定波の生起間隔を計測する第２計測手
段、特定波の生起間隔の平均値および生起間隔の変動波
形を求め、変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、
生起間隔の平均値と変動波形の呼吸周波数成分とを精神
緊張度の指標とする第１処理手段、並びに精神緊張度の
指標値を表示する表示手段を備えたものである。
の被測定者の心臓の収縮活動を示す周期波を計測する第
１計測手段、第１計測手段により計測した周期波の特徴
点であって該周期波と同一周期で現われる特定波を検出
する検出手段、特定波の生起間隔を計測する第２計測手
段、特定波の生起間隔の平均値および生起間隔の変動波
形を求め、変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、
生起間隔の平均値と変動波形の呼吸周波数成分とを精神
緊張度の指標とする第１処理手段、並びに精神緊張度の
指標値を表示する表示手段を備えたものである。
また、第２の発明である精神緊張度モニターは、第１
の発明に、変動波形に含まれる呼吸周波数成分の周波数
および生起間隔の変動波形に含まれる低周波成分の大き
さのうちの少なくともいずれか一方を精神緊張度の指標
の信頼性評価値として求める第２処理手段、並びに信頼
性評価値を出力する出力手段を結合したものである。
の発明に、変動波形に含まれる呼吸周波数成分の周波数
および生起間隔の変動波形に含まれる低周波成分の大き
さのうちの少なくともいずれか一方を精神緊張度の指標
の信頼性評価値として求める第２処理手段、並びに信頼
性評価値を出力する出力手段を結合したものである。
また、第３の発明である精神緊張度モニターは、第１
の発明に、被測定者の呼吸を安定化して精神緊張度の指
標値の信頼性を高める呼吸安定化手段を結合したもので
ある。
の発明に、被測定者の呼吸を安定化して精神緊張度の指
標値の信頼性を高める呼吸安定化手段を結合したもので
ある。
第１の発明に係る精神緊張度モニターは、精神緊張度
の指標値として、心臓の収縮活動に関連した周期波（例
えば心電波）における特定波の間隔列における平均と、
間隔列の変動の呼吸成分の大きさの２つを用いるので、
より多面的なモニターを可能とする。精神緊張度とこの
２つの指標値の関係の生理的なメカニズムの詳細は明ら
かにされていないが、両者共に精神緊張度が高くなると
その値が減少することは一般に認められている。又、前
者は交感神経系及び副交感神経系の拮抗的な支配を受け
ており、後者は主に副交感神経系の支配をより強く反映
するというように、少なくとも異なつた種類の精神緊張
の指標となつている。従つて、精神緊張度の変化を従来
より正確にモニターできる。
の指標値として、心臓の収縮活動に関連した周期波（例
えば心電波）における特定波の間隔列における平均と、
間隔列の変動の呼吸成分の大きさの２つを用いるので、
より多面的なモニターを可能とする。精神緊張度とこの
２つの指標値の関係の生理的なメカニズムの詳細は明ら
かにされていないが、両者共に精神緊張度が高くなると
その値が減少することは一般に認められている。又、前
者は交感神経系及び副交感神経系の拮抗的な支配を受け
ており、後者は主に副交感神経系の支配をより強く反映
するというように、少なくとも異なつた種類の精神緊張
の指標となつている。従つて、精神緊張度の変化を従来
より正確にモニターできる。
また、第２の発明に係る精神緊張度モニターは、第１
の発明の作用に加えて、信頼性評価値を求める第２の処
理手段による作用が結合される。上記の２つの緊張度指
標値は呼吸パターンにより大きく変化するので、精神緊
張度のモニターに際しては呼吸パターンの統制が必要と
なる。これが正しくなされているかどうか、すなわち、
モニターされた指標値が信頼できるかどうかを判定する
ために、信頼性評価値として、特定波の間隔列の変動の
呼吸成分の周波数を求めて出力する。この呼吸成分の周
波数により呼吸パターンの統制状態を判断することがで
きる。また、一過性のゆつくりした呼吸や体動などによ
る間隔列の変動の低周波成分の大きさによつても上記と
同様に緊張度指標値の信頼性を評価できる。従つて呼吸
成分の周波数と低周波成分の大きさの少なくともいずれ
か一方の値により緊張度指標値の信頼性を評価すれば、
信頼性の高い精神緊張度モニターが得られる。
の発明の作用に加えて、信頼性評価値を求める第２の処
理手段による作用が結合される。上記の２つの緊張度指
標値は呼吸パターンにより大きく変化するので、精神緊
張度のモニターに際しては呼吸パターンの統制が必要と
なる。これが正しくなされているかどうか、すなわち、
モニターされた指標値が信頼できるかどうかを判定する
ために、信頼性評価値として、特定波の間隔列の変動の
呼吸成分の周波数を求めて出力する。この呼吸成分の周
波数により呼吸パターンの統制状態を判断することがで
きる。また、一過性のゆつくりした呼吸や体動などによ
る間隔列の変動の低周波成分の大きさによつても上記と
同様に緊張度指標値の信頼性を評価できる。従つて呼吸
成分の周波数と低周波成分の大きさの少なくともいずれ
か一方の値により緊張度指標値の信頼性を評価すれば、
信頼性の高い精神緊張度モニターが得られる。
また、第３の発明に係る精神緊張度モニターは、第１
の発明の作用に加えて、呼吸安定化手段による作用が結
合される。この呼吸安定化手段は、例えば計測中にリズ
ムあるいはメロデイー音を発生するか、あるいは望まし
い呼吸パターンをグラフとして視覚表示するもので、こ
れに合わせて被測定者に呼吸させることにより安定した
呼吸下での計測を可能にする。リズム・メロデイーは、
目的に応じて選曲し、望ましい状態に誘導する効果も合
わせもつ。従つてこれにより、さらに精神緊張度モニタ
ーの信頼性を向上できる。
の発明の作用に加えて、呼吸安定化手段による作用が結
合される。この呼吸安定化手段は、例えば計測中にリズ
ムあるいはメロデイー音を発生するか、あるいは望まし
い呼吸パターンをグラフとして視覚表示するもので、こ
れに合わせて被測定者に呼吸させることにより安定した
呼吸下での計測を可能にする。リズム・メロデイーは、
目的に応じて選曲し、望ましい状態に誘導する効果も合
わせもつ。従つてこれにより、さらに精神緊張度モニタ
ーの信頼性を向上できる。
以下、この発明の一実施例を図について説明する。こ
の実施例では、心臓の収縮活動に関連した周期波とし
て、例えば心電波形を計測したものである。第１図にお
いて、（21）は被測定者に装着した心電図検出用電極、
（22）は生体増幅器、（23）は心電図Ｒ波検出パルス発
生回路、（24）は計測開始スイツチ、（25）はＲ波検出
パルスと計測開始信号を入力するデイジタル入力、（2
6）は緊張度指標値を求め、その値の表示を制御するマ
イクロコンピユータのCPU（中央処理装置）、（27）は
プログラムを保持するROM（Read Only Memory）、（2
8）は計測データ、表示データを貯えるRAM（Randam Acc
ess Memory）、（29）は指標値を表示する液晶デイスプ
レイ、（30）は計測状態信号と、リズム・メロデイーの
開始・終了信号を出力するデイジタル出力、（31）は計
測状態を表示する計測状態表示LED（Light Emission Di
ode）、（32）はリズム・メロデイー発生回路、（33）
はスピーカあるいはイヤホンである。（34）はCUP（2
6）、ROM（27）、RAM（28）で構成されるマイクロコン
ピユータである。
の実施例では、心臓の収縮活動に関連した周期波とし
て、例えば心電波形を計測したものである。第１図にお
いて、（21）は被測定者に装着した心電図検出用電極、
（22）は生体増幅器、（23）は心電図Ｒ波検出パルス発
生回路、（24）は計測開始スイツチ、（25）はＲ波検出
パルスと計測開始信号を入力するデイジタル入力、（2
6）は緊張度指標値を求め、その値の表示を制御するマ
イクロコンピユータのCPU（中央処理装置）、（27）は
プログラムを保持するROM（Read Only Memory）、（2
8）は計測データ、表示データを貯えるRAM（Randam Acc
ess Memory）、（29）は指標値を表示する液晶デイスプ
レイ、（30）は計測状態信号と、リズム・メロデイーの
開始・終了信号を出力するデイジタル出力、（31）は計
測状態を表示する計測状態表示LED（Light Emission Di
ode）、（32）はリズム・メロデイー発生回路、（33）
はスピーカあるいはイヤホンである。（34）はCUP（2
6）、ROM（27）、RAM（28）で構成されるマイクロコン
ピユータである。
心電図検出用電極（21）と生体増幅器（22）とで心電
波形を計測する第１計測手段を構成し、心電図Ｒ波検出
パルス発生回路（23）とデイジタル入力（25）とで、心
電波形に周期的に現れる特定波、この場合は第10図にお
けるＲ波を検出する検出手段を構成する。さらに、マイ
クロコンピユータ（34）は、例えば第２図に示すフロー
チヤートのような処理に従つて、Ｒ波の生起間隔を計測
する第２計測手段、緊張度指標値を求める第１処理手
段、及び信頼性評価値を求める第２処理手段を構成する
と共に緊張度指標値と信頼性評価値の出力を制御した
り、呼吸安定化手段の動作を制御する。この実施例にお
ける呼吸安定化手段は、例えばリズム・メロデイーで行
ない、リズム・メロデイー発生回路（32）とスピーカあ
るいはイヤホン（33）で実現される。また、緊張度指標
値と信頼性評価値の表示は、例えば液晶デイスプレイ
（29）で実現される。
波形を計測する第１計測手段を構成し、心電図Ｒ波検出
パルス発生回路（23）とデイジタル入力（25）とで、心
電波形に周期的に現れる特定波、この場合は第10図にお
けるＲ波を検出する検出手段を構成する。さらに、マイ
クロコンピユータ（34）は、例えば第２図に示すフロー
チヤートのような処理に従つて、Ｒ波の生起間隔を計測
する第２計測手段、緊張度指標値を求める第１処理手
段、及び信頼性評価値を求める第２処理手段を構成する
と共に緊張度指標値と信頼性評価値の出力を制御した
り、呼吸安定化手段の動作を制御する。この実施例にお
ける呼吸安定化手段は、例えばリズム・メロデイーで行
ない、リズム・メロデイー発生回路（32）とスピーカあ
るいはイヤホン（33）で実現される。また、緊張度指標
値と信頼性評価値の表示は、例えば液晶デイスプレイ
（29）で実現される。
以下、動作を第２図のフローチヤートに基いて説明す
る。マイクロコンピユータ（34）では、Ｒ波検出パルス
の間隔を計測して緊張度指標値を決定し、表示データを
作成する。計測は、開始スイツチ（24）により開始し、
予め設定された時間（Ｔ）行なう。Ｔは、実際のモニタ
ーに用いる時間（tm:20秒程度）に、開始時の雑音混入
（開始前の呼吸の乱れの影響、スイツチ押しの影響）の
可能性と、デイジタルフイルターの遅れ時間を考慮した
時間（ta:10秒程度）を加えたものとする。計測開始と
同時に、計測状態表示LED（31）をオンし（ブロツク（4
1））、カウンタを初期設定するためゼロにクリアし
（ブロツク（42））、デイジタル出力（30）を介してメ
ロデイー発生回路（32）を作動させてスピーカ又はイヤ
ホン（33）でリズム・メロデイーを発生させる（ブロツ
ク（43））。リズム・メロデイーは、望ましい呼吸周波
数Frの呼吸を合わせやすいようなテンポにする。Frは作
業、目的によつて異なる（0.1〜0.4HZ程度）。リラクゼ
ーシヨンを目的とした訓練の場合は通常の呼吸よりやや
遅目、緊張レベルを高める目的ではやや速目に設定する
とよい。リズム・メロデイーへの呼吸の合わせ方は、例
えば３拍子なら３泊ですつて３拍ではくというようにす
る。リラクゼーシヨン訓練の場合は、２泊ですつて４泊
ではくというように調息法をとり入れたパターンでもよ
いが、一貫したモニターを実現するためには、毎計測
中、同じパターン、速さの呼吸を必要とする。リズム・
メロデイーの発生と同時、又はそれより前から、被測定
者に装着した電極（21）と生体増幅器（22）により計測
された心電波形は、Ｒ波検出パルス発生回路（23）に入
力されてＲ波に対応したパルスに変換され、デイジタル
入力（25）を介して、マイクロコンピユータ（34）に取
り込まれる。
る。マイクロコンピユータ（34）では、Ｒ波検出パルス
の間隔を計測して緊張度指標値を決定し、表示データを
作成する。計測は、開始スイツチ（24）により開始し、
予め設定された時間（Ｔ）行なう。Ｔは、実際のモニタ
ーに用いる時間（tm:20秒程度）に、開始時の雑音混入
（開始前の呼吸の乱れの影響、スイツチ押しの影響）の
可能性と、デイジタルフイルターの遅れ時間を考慮した
時間（ta:10秒程度）を加えたものとする。計測開始と
同時に、計測状態表示LED（31）をオンし（ブロツク（4
1））、カウンタを初期設定するためゼロにクリアし
（ブロツク（42））、デイジタル出力（30）を介してメ
ロデイー発生回路（32）を作動させてスピーカ又はイヤ
ホン（33）でリズム・メロデイーを発生させる（ブロツ
ク（43））。リズム・メロデイーは、望ましい呼吸周波
数Frの呼吸を合わせやすいようなテンポにする。Frは作
業、目的によつて異なる（0.1〜0.4HZ程度）。リラクゼ
ーシヨンを目的とした訓練の場合は通常の呼吸よりやや
遅目、緊張レベルを高める目的ではやや速目に設定する
とよい。リズム・メロデイーへの呼吸の合わせ方は、例
えば３拍子なら３泊ですつて３拍ではくというようにす
る。リラクゼーシヨン訓練の場合は、２泊ですつて４泊
ではくというように調息法をとり入れたパターンでもよ
いが、一貫したモニターを実現するためには、毎計測
中、同じパターン、速さの呼吸を必要とする。リズム・
メロデイーの発生と同時、又はそれより前から、被測定
者に装着した電極（21）と生体増幅器（22）により計測
された心電波形は、Ｒ波検出パルス発生回路（23）に入
力されてＲ波に対応したパルスに変換され、デイジタル
入力（25）を介して、マイクロコンピユータ（34）に取
り込まれる。
マイクロコンピユータ（34）では、取り込んだ心電波
形から緊張度指標値及び信頼性評価値を求める。第３
図、第４図は、心電波形から上記の値を求める過程を説
明するための波形図である。第３図（ａ）は電極（21）
によつて入力され増幅器（22）によつて増幅された心電
波形であり、第３図（ｂ）は第３図（ａ）に示す波形を
Ｒ波検出パルス発生回路（23）を介してマイクロコンピ
ユータ（34）に取り込んだパルス波形である。このパル
ス波形はマイクロコンピユータ（34）内では実際にはデ
ジタル値として取り込まれている。マイクロコンピユー
タ（34）では、ブロツク（44）で設定された時間Ｔだけ
計測したかどうか判定し、Ｔ以内の時は、1msecだけ時
間待ちする（ブロツク（45））。この時間待ちにより、
1msecごとの計測が行なわれる。1msec経過するごとにカ
ウントをカウントアツプする（ブロツク（46））。次に
1msec中にＲ波検出パルスがデイジタル入力（25）より
入力されたかどうか判定し（ブロツク（47））、入力が
あつた時はブロツク（48）で第３図（ｃ）に示す生起間
隔t1，t2・・・のデータとなるカウンタデータをRR（Ｒ
波〜Ｒ波）間隔データとしてセーブしてカウンタをクリ
アする（ブロツク（49））。ブロツク（47）でパルス入
力がない場合はブロツク（44）へもどり、計測が設定時
間Ｔだけ経過するまでRR間隔データ列の収集を行なう。
ブロツク（44）で計測時間が設定時間Ｔだけ経過すれ
ば、リズム・メロデイーをストツプし（ブロツク（5
0））、計測状態表示LEDをオフし（ブロツク（51））、
Ｒ波の生起間隔列の計測終了とする。
形から緊張度指標値及び信頼性評価値を求める。第３
図、第４図は、心電波形から上記の値を求める過程を説
明するための波形図である。第３図（ａ）は電極（21）
によつて入力され増幅器（22）によつて増幅された心電
波形であり、第３図（ｂ）は第３図（ａ）に示す波形を
Ｒ波検出パルス発生回路（23）を介してマイクロコンピ
ユータ（34）に取り込んだパルス波形である。このパル
ス波形はマイクロコンピユータ（34）内では実際にはデ
ジタル値として取り込まれている。マイクロコンピユー
タ（34）では、ブロツク（44）で設定された時間Ｔだけ
計測したかどうか判定し、Ｔ以内の時は、1msecだけ時
間待ちする（ブロツク（45））。この時間待ちにより、
1msecごとの計測が行なわれる。1msec経過するごとにカ
ウントをカウントアツプする（ブロツク（46））。次に
1msec中にＲ波検出パルスがデイジタル入力（25）より
入力されたかどうか判定し（ブロツク（47））、入力が
あつた時はブロツク（48）で第３図（ｃ）に示す生起間
隔t1，t2・・・のデータとなるカウンタデータをRR（Ｒ
波〜Ｒ波）間隔データとしてセーブしてカウンタをクリ
アする（ブロツク（49））。ブロツク（47）でパルス入
力がない場合はブロツク（44）へもどり、計測が設定時
間Ｔだけ経過するまでRR間隔データ列の収集を行なう。
ブロツク（44）で計測時間が設定時間Ｔだけ経過すれ
ば、リズム・メロデイーをストツプし（ブロツク（5
0））、計測状態表示LEDをオフし（ブロツク（51））、
Ｒ波の生起間隔列の計測終了とする。
次に緊張度指標値と信頼性評価値を求める時の動作に
ついて説明する。上記でセーブされたRR間隔列の平均値
（以下RR平均値と記す）を計算する（ブロツク（5
2））。このデータ列は、計測終了した後ろからtm秒分
を対象とする。次に第３図（ｃ）に示すRR間隔列を第３
図（ｄ）に示すように、サンプル間隔ts（tsは0.5秒程
度）の等時間間隔データに変換する（ブロツク（5
3））。第３図（ｄ）に示す等時間間隔データの横軸で
ある時間軸のスケールを大きくすると、第４図（ａ）に
示すような波形になる。この等時間間隔データ波形に
は、第４図（ｂ）に示す変動の呼吸成分（Respiratory
Sinus Arrythmia:呼吸性不整脈）と、第４図（ｃ）に示
す低周波成分、即ち、0.1Hz近辺の血圧のMayer Waveに
由来すると考えられている成分（Mayer Wave related S
inus Arrythmia）とさらに低周波の体温調節系やレニン
・アンギオテンシン系に由来する成分が含まれている。
従つて等時間間隔データ（第４図（ａ））をローパスフ
イルタを通すと第４図（ｃ）に示す低周波成分が出力さ
れる。この時のローパスフイルタのHigh cut周波数は0.
1Hz程度とする。ただし設定呼吸の周波数成分は充分除
去できるように望ましい呼吸周波数Frより低くする。ロ
ーパスフイルタから出力されるデータの後ろからtm秒分
（tm/ts個）の標準偏差（SD）を求めて変動の低周波成
分の大きさ（以下、低周波成分値と記す）とする。（ブ
ロツク（54））。また、等時間間隔データ（第４図
（ａ））をバンドパスフイルタを通すと第４図（ｂ）に
示す呼吸成分が出力される。
ついて説明する。上記でセーブされたRR間隔列の平均値
（以下RR平均値と記す）を計算する（ブロツク（5
2））。このデータ列は、計測終了した後ろからtm秒分
を対象とする。次に第３図（ｃ）に示すRR間隔列を第３
図（ｄ）に示すように、サンプル間隔ts（tsは0.5秒程
度）の等時間間隔データに変換する（ブロツク（5
3））。第３図（ｄ）に示す等時間間隔データの横軸で
ある時間軸のスケールを大きくすると、第４図（ａ）に
示すような波形になる。この等時間間隔データ波形に
は、第４図（ｂ）に示す変動の呼吸成分（Respiratory
Sinus Arrythmia:呼吸性不整脈）と、第４図（ｃ）に示
す低周波成分、即ち、0.1Hz近辺の血圧のMayer Waveに
由来すると考えられている成分（Mayer Wave related S
inus Arrythmia）とさらに低周波の体温調節系やレニン
・アンギオテンシン系に由来する成分が含まれている。
従つて等時間間隔データ（第４図（ａ））をローパスフ
イルタを通すと第４図（ｃ）に示す低周波成分が出力さ
れる。この時のローパスフイルタのHigh cut周波数は0.
1Hz程度とする。ただし設定呼吸の周波数成分は充分除
去できるように望ましい呼吸周波数Frより低くする。ロ
ーパスフイルタから出力されるデータの後ろからtm秒分
（tm/ts個）の標準偏差（SD）を求めて変動の低周波成
分の大きさ（以下、低周波成分値と記す）とする。（ブ
ロツク（54））。また、等時間間隔データ（第４図
（ａ））をバンドパスフイルタを通すと第４図（ｂ）に
示す呼吸成分が出力される。
このバンドパスフイルタの中心周波数をFr、幅を0.1H
z程度とし、バンドパスフイルタから出力される変動の
呼吸成分の大きさのデータ（第４図（ｂ）の後ろからtm
秒分）のSDを求める（ブロツク（55））。求めたSDを変
動の呼吸成分の大きさ（以下、呼吸成分値と記す）とす
る。また第４図（ｂ）に示す呼吸成分のデータ列のピー
ク（あるいは谷）を検出し、その数と生起時間とによ
り、変動の呼吸成分の周波数（以下、呼吸成分周波数と
記す）を求める（ブロツク（56））。
z程度とし、バンドパスフイルタから出力される変動の
呼吸成分の大きさのデータ（第４図（ｂ）の後ろからtm
秒分）のSDを求める（ブロツク（55））。求めたSDを変
動の呼吸成分の大きさ（以下、呼吸成分値と記す）とす
る。また第４図（ｂ）に示す呼吸成分のデータ列のピー
ク（あるいは谷）を検出し、その数と生起時間とによ
り、変動の呼吸成分の周波数（以下、呼吸成分周波数と
記す）を求める（ブロツク（56））。
呼吸成分の周波数の計算は、例えば下式で求められ
る。
る。
N ;計測時間tm内の呼吸成分のデータ列のピーク（又は
谷）の数 tm;計測時間 ブロツク（52）で求めたRR平均値とブロツク（55）で
求めた呼吸成分値を緊張度指標値とし、ブロツク（54）
で求めた低周波成分値とブロツク（56）で求めた呼吸成
分周波数を信頼性評価値とし、液晶デイスプレイ（29）
に表示する（ブロツク（57）。
谷）の数 tm;計測時間 ブロツク（52）で求めたRR平均値とブロツク（55）で
求めた呼吸成分値を緊張度指標値とし、ブロツク（54）
で求めた低周波成分値とブロツク（56）で求めた呼吸成
分周波数を信頼性評価値とし、液晶デイスプレイ（29）
に表示する（ブロツク（57）。
次に緊張度指標値と信頼性評価値の表示の一例を示
す。第５図は液晶デイスプレイ（29）に表示した一例で
ある。
す。第５図は液晶デイスプレイ（29）に表示した一例で
ある。
図において、横軸にRR平均値（例では1000msec）、縦
軸に呼吸成分値（例では15msec）をとりプロツト（◇）
している。低周波成分値は設定値（例えば20msec程度）
より大きいか小さいかを判定し（ブロツク（58））、プ
ロツトのマークを変えることによつて表示する。例え
ば、設定値を超えたら、被測定者の呼吸が不規則である
か、体動や計測不備が含まれる可能性が高いので、マー
クを×にする。呼吸成分周波数は、グラフの上の横軸の
スケールでプロツト（□）する。望ましい呼吸周波数
（▼）と、許容範囲（||）も同時に表示する。この範囲
をはずれたときと、低周波成分値が大きい時（即ち上記
の×をプロツトしたとき）は、計測のやり直しを促すメ
ツセージを表示する（ブロツク（59））。表示（ブロツ
ク（57）、ブロツク（59））後、モニター処理を終了す
る。この実施例では、精神緊張度の指標値として、心電
図におけるＲ波の間隔列における平均と、間隔列の変動
の呼吸成分の大きさの２つを用いるので、より多面的な
モニターを可能とする。即ち、交感神経系及び副交感神
経系の拮抗的な支配を受けているものと、主に副交感神
経系の支配をより強く反映するものというように、少な
くとも異なった種類の精神緊張度の指標となっているの
で、精神緊張度の変化を従来より正確にモニターでき
る。
軸に呼吸成分値（例では15msec）をとりプロツト（◇）
している。低周波成分値は設定値（例えば20msec程度）
より大きいか小さいかを判定し（ブロツク（58））、プ
ロツトのマークを変えることによつて表示する。例え
ば、設定値を超えたら、被測定者の呼吸が不規則である
か、体動や計測不備が含まれる可能性が高いので、マー
クを×にする。呼吸成分周波数は、グラフの上の横軸の
スケールでプロツト（□）する。望ましい呼吸周波数
（▼）と、許容範囲（||）も同時に表示する。この範囲
をはずれたときと、低周波成分値が大きい時（即ち上記
の×をプロツトしたとき）は、計測のやり直しを促すメ
ツセージを表示する（ブロツク（59））。表示（ブロツ
ク（57）、ブロツク（59））後、モニター処理を終了す
る。この実施例では、精神緊張度の指標値として、心電
図におけるＲ波の間隔列における平均と、間隔列の変動
の呼吸成分の大きさの２つを用いるので、より多面的な
モニターを可能とする。即ち、交感神経系及び副交感神
経系の拮抗的な支配を受けているものと、主に副交感神
経系の支配をより強く反映するものというように、少な
くとも異なった種類の精神緊張度の指標となっているの
で、精神緊張度の変化を従来より正確にモニターでき
る。
さらに、上記の２つの緊張度指標値は呼吸パターンに
よって大きく変化するので、呼吸パターンの統制が必要
になる。そこでこの実施例では、Ｒ波の間隔列の変動の
呼吸成分周波数と、Ｒ波の間隔列の変動の低周波成分の
大きさを用いて、呼吸パターンの統制状態を判断するの
で、信頼性の高い精神緊張度モニターが得られる。
よって大きく変化するので、呼吸パターンの統制が必要
になる。そこでこの実施例では、Ｒ波の間隔列の変動の
呼吸成分周波数と、Ｒ波の間隔列の変動の低周波成分の
大きさを用いて、呼吸パターンの統制状態を判断するの
で、信頼性の高い精神緊張度モニターが得られる。
また、上記実施例では、リズム・メロデイー発生回路
（32）によって、リズム・メロデイーを発生し、これに
合わせて被測定者に呼吸させているので、安定した呼吸
下での計測を可能にしている。また、目的に応じてリズ
ム・メロデイーを選曲するようにすれば、被測定者を望
ましい状態に誘導することもでき、信頼性の高い精神緊
張度モニターが得られる。
（32）によって、リズム・メロデイーを発生し、これに
合わせて被測定者に呼吸させているので、安定した呼吸
下での計測を可能にしている。また、目的に応じてリズ
ム・メロデイーを選曲するようにすれば、被測定者を望
ましい状態に誘導することもでき、信頼性の高い精神緊
張度モニターが得られる。
第６図はこの発明の一実施例に係る液晶デイスプレイ
（29）への別の表示例を示すものであり、プロツトＡは
被測定者の緊張度が非常に高い時、プロツトＢは適度な
緊張の時、プロツトＣはリラツクスしている時の測定結
果である。この結果によれば、プロツト位置がグラフの
右上に位置する時、リラツクス状態を示し、左下に位置
する時、緊張度が高い状態を示している。この結果から
明らかなように、RR平均値と呼吸成分値を緊張度指標値
として表示すれば、被測定者の緊張度を比較的正確にモ
ニターすることができる。さらにこのモニターを用いて
個人・作業に最適な緊張レベルの模索などに役立てるこ
とができる。
（29）への別の表示例を示すものであり、プロツトＡは
被測定者の緊張度が非常に高い時、プロツトＢは適度な
緊張の時、プロツトＣはリラツクスしている時の測定結
果である。この結果によれば、プロツト位置がグラフの
右上に位置する時、リラツクス状態を示し、左下に位置
する時、緊張度が高い状態を示している。この結果から
明らかなように、RR平均値と呼吸成分値を緊張度指標値
として表示すれば、被測定者の緊張度を比較的正確にモ
ニターすることができる。さらにこのモニターを用いて
個人・作業に最適な緊張レベルの模索などに役立てるこ
とができる。
なお、上記実施例では、Ｒ波検出パルス発生までをハ
ードウエア回路、間隔計測以降を、マイクロコンピユー
タのソフトウエアで実現したものを示したが、すべてハ
ードウエアあるいはソフトウエアで行なつてもよい。ま
た、表示は液晶パネルでなく、LEDデイスプレイ、CRT、
EL（Electro Luminoussense）デイスプレイなどを用い
てもよい。
ードウエア回路、間隔計測以降を、マイクロコンピユー
タのソフトウエアで実現したものを示したが、すべてハ
ードウエアあるいはソフトウエアで行なつてもよい。ま
た、表示は液晶パネルでなく、LEDデイスプレイ、CRT、
EL（Electro Luminoussense）デイスプレイなどを用い
てもよい。
又、上記実施例では緊張度指標値の表示方法として、
２つの指標値をx,yとして２次元グラフ上にプロツト
し、その信頼性評価値として低周波成分値の大小によつ
てその記号を変える方法を示したが、必要な緊張度指標
値及び信頼性評価値を各々、数値や棒グラフなどで表示
してもよい。呼吸成分周波数はあらかじめ設定した範囲
にはいつていたかどうかを判定した結果のみの表示でも
よい。さらに、低周波成分値が設定値以下、呼吸成分周
波数が設定範囲内という条件をともに満たしたかどうか
を表示したり、音などによつて出力したりするだけでも
よい。又、上記実施例では低周波成分値と呼吸成分周波
数の両方を信頼性評価値として表示する方法について説
明したが、どちらか１つを信頼性評価値として表示して
も、ある程度信頼性を評価することができる。好ましく
は、２つの信頼性評価値を共に表示することにより、よ
り信頼性を高めることができる。また、呼吸成分値、低
周波成分値はフイルター出力のSD値を実効値に対応する
ものとして用いているが、これに限るものではなく、pe
ak to peak値、パワー値を用いてもよいし、フイルタ
ーを用いず、FFT（高速フーリエ変換）やAR（自己回
帰）モデルを用いたスペクトル解析により該当成分を抽
出してもよい。又、訓練目的に用いるときには、RR平均
値と、呼吸成分値の目標範囲を表示し、その範囲にはい
るように訓練させれば、最適レベルへの自己制御訓練に
役立つという効果を奏する。
２つの指標値をx,yとして２次元グラフ上にプロツト
し、その信頼性評価値として低周波成分値の大小によつ
てその記号を変える方法を示したが、必要な緊張度指標
値及び信頼性評価値を各々、数値や棒グラフなどで表示
してもよい。呼吸成分周波数はあらかじめ設定した範囲
にはいつていたかどうかを判定した結果のみの表示でも
よい。さらに、低周波成分値が設定値以下、呼吸成分周
波数が設定範囲内という条件をともに満たしたかどうか
を表示したり、音などによつて出力したりするだけでも
よい。又、上記実施例では低周波成分値と呼吸成分周波
数の両方を信頼性評価値として表示する方法について説
明したが、どちらか１つを信頼性評価値として表示して
も、ある程度信頼性を評価することができる。好ましく
は、２つの信頼性評価値を共に表示することにより、よ
り信頼性を高めることができる。また、呼吸成分値、低
周波成分値はフイルター出力のSD値を実効値に対応する
ものとして用いているが、これに限るものではなく、pe
ak to peak値、パワー値を用いてもよいし、フイルタ
ーを用いず、FFT（高速フーリエ変換）やAR（自己回
帰）モデルを用いたスペクトル解析により該当成分を抽
出してもよい。又、訓練目的に用いるときには、RR平均
値と、呼吸成分値の目標範囲を表示し、その範囲にはい
るように訓練させれば、最適レベルへの自己制御訓練に
役立つという効果を奏する。
上記実施例では、心電図Ｒ波間隔を用いた例を示した
がＲ波検出の代用として、P,Q,S,T波など、心電の周期
を計測できるものであれば、どの波を検出してもよい。
又、心電図計測の代用として、心臓の収縮活動に関連し
た他の周期波、すなわち脈波計測あるいは心音計測など
を行ないその周期波に周期的に現われる特定波の間隔を
Ｒ波間隔の代用として用いてもよい。
がＲ波検出の代用として、P,Q,S,T波など、心電の周期
を計測できるものであれば、どの波を検出してもよい。
又、心電図計測の代用として、心臓の収縮活動に関連し
た他の周期波、すなわち脈波計測あるいは心音計測など
を行ないその周期波に周期的に現われる特定波の間隔を
Ｒ波間隔の代用として用いてもよい。
又、呼吸統制のためのリズム・メロデイー発生の代わ
りに、点滅光を用いても同様の効果を奏する。又、第７
図に横軸を時間軸で示したような呼吸パターンを表示
し、被測定者がこのパターンにあわせて呼吸するように
してもよい。即ち、パターンの増加部では吸い、減少部
では吐くようにする。第７図（ａ）は例えば３拍で吸つ
て３拍で吐くという呼吸パターンの例であり、第７図
（ｂ）は２拍で吸つて４拍で吐くという呼吸パターンの
例を示している。
りに、点滅光を用いても同様の効果を奏する。又、第７
図に横軸を時間軸で示したような呼吸パターンを表示
し、被測定者がこのパターンにあわせて呼吸するように
してもよい。即ち、パターンの増加部では吸い、減少部
では吐くようにする。第７図（ａ）は例えば３拍で吸つ
て３拍で吐くという呼吸パターンの例であり、第７図
（ｂ）は２拍で吸つて４拍で吐くという呼吸パターンの
例を示している。
以上のように、第１の発明によれば、心電波形等の被
測定者の心臓の収縮活動を示す周期波を計測する第１計
測手段、第１計測手段により計測した周期波の特徴点で
あって該周期波と同一周期で現われる特定波を検出する
検出手段、特定波の生起間隔を計測する第２計測手段、
特定波の生起間隔の平均値および生起間隔の変動波形を
求め、変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、生起
間隔の平均値と変動波形の呼吸周波数成分とを精神緊張
度の指標とする第１処理手段、並びに精神緊張度の指標
値とする第１処理手段、並びに緊張度指標値を表示する
表示手段を備えたことにより、精神緊張度の変化を多面
的に正確にモニターすることができる精神緊張度モニタ
ーが得られる効果がある。
測定者の心臓の収縮活動を示す周期波を計測する第１計
測手段、第１計測手段により計測した周期波の特徴点で
あって該周期波と同一周期で現われる特定波を検出する
検出手段、特定波の生起間隔を計測する第２計測手段、
特定波の生起間隔の平均値および生起間隔の変動波形を
求め、変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、生起
間隔の平均値と変動波形の呼吸周波数成分とを精神緊張
度の指標とする第１処理手段、並びに精神緊張度の指標
値とする第１処理手段、並びに緊張度指標値を表示する
表示手段を備えたことにより、精神緊張度の変化を多面
的に正確にモニターすることができる精神緊張度モニタ
ーが得られる効果がある。
また、第２の発明によれば、第１の発明に加えて変動
波形に含まれる呼吸周波数成分の周波数および生起間隔
の変動波形に含まれる低周波成分の大きさのうちの少な
くともいずれか一方を精神緊張度の指標の信頼性評価値
として求める第２処理手段、信頼性評価値を出力する出
力手段を結合することにより、第１の発明の効果に加え
て、計測した緊張度指標値を評価できる精神緊張度モニ
ターが得られる効果がある。
波形に含まれる呼吸周波数成分の周波数および生起間隔
の変動波形に含まれる低周波成分の大きさのうちの少な
くともいずれか一方を精神緊張度の指標の信頼性評価値
として求める第２処理手段、信頼性評価値を出力する出
力手段を結合することにより、第１の発明の効果に加え
て、計測した緊張度指標値を評価できる精神緊張度モニ
ターが得られる効果がある。
さらに、第３の発明によれば、第１の発明に加えて、
被測定者の呼吸を安定化して精神緊張度の指標値の信頼
性を高める呼吸安定化手段を結合することにより、第１
の発明の効果に加えて計測時の被測定者の呼吸を安定化
して計測した緊張度指標値の信頼性を高めることがで
き、個人・作業に最適な緊張レベルへの自己制御訓練も
できる精神緊張度モニターが得られる効果がある。
被測定者の呼吸を安定化して精神緊張度の指標値の信頼
性を高める呼吸安定化手段を結合することにより、第１
の発明の効果に加えて計測時の被測定者の呼吸を安定化
して計測した緊張度指標値の信頼性を高めることがで
き、個人・作業に最適な緊張レベルへの自己制御訓練も
できる精神緊張度モニターが得られる効果がある。
【図面の簡単な説明】 第１図はこの発明の一実施例による精神緊張度モニター
を示すブロツク図、第２図はこの発明の一実施例に係る
マイクロコンピユータの動作を示すフローチヤート、第
３図、第４図はこの発明の一実施例に係る処理過程を説
明する波形図、第５図、第６図はそれぞれこの発明の一
実施例に係る表示例を示すグラフ、第７図はこの発明の
他の実施例における呼吸パターン波形を示す表示例、第
８図は従来の心拍数モニターを示すブロツク図、第９図
は従来のRRVモニターを示すブロツク図、第10図は心電
図を示す波形図である。 （21）……心電図検出用電極、（22）……生体増幅器、
（23）……Ｒ波検出パルス発生回路、（29）……液晶デ
イスプレイ、（32）……リズム・メロデイ発生回路、
（34）……マイクロコンピユータ。 なお、図中、同一符号は同一、又は相当部分を示す。
を示すブロツク図、第２図はこの発明の一実施例に係る
マイクロコンピユータの動作を示すフローチヤート、第
３図、第４図はこの発明の一実施例に係る処理過程を説
明する波形図、第５図、第６図はそれぞれこの発明の一
実施例に係る表示例を示すグラフ、第７図はこの発明の
他の実施例における呼吸パターン波形を示す表示例、第
８図は従来の心拍数モニターを示すブロツク図、第９図
は従来のRRVモニターを示すブロツク図、第10図は心電
図を示す波形図である。 （21）……心電図検出用電極、（22）……生体増幅器、
（23）……Ｒ波検出パルス発生回路、（29）……液晶デ
イスプレイ、（32）……リズム・メロデイ発生回路、
（34）……マイクロコンピユータ。 なお、図中、同一符号は同一、又は相当部分を示す。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｂ 5/025 Ａ６１Ｍ 21/00 7638−2Ｊ Ａ６１Ｂ 5/02 ３５０ 7638−2Ｊ Ｚ Ａ６１Ｍ 21/00 ３３０ Ｚ
Claims (3)
- 【請求項１】心電波形等の被測定者の心臓の収縮活動を
示す周期波を計測する第１計測手段、上記第１計測手段
により計測した上記周期波の特徴点であって該周期波と
同一周期で現われる特定波を検出する検出手段、上記特
定波の生起間隔を計測する第２計測手段、上記特定波の
生起間隔の平均値および生起間隔の変動波形を求め、上
記変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、上記生起
間隔の平均値と上記変動波形の呼吸周波数成分とを精神
緊張度の指標とする第１処理手段、並びに上記精神緊張
度の指標値を表示する表示手段を備えた精神緊張度モニ
ター。 - 【請求項２】心電波形等の被測定者の心臓の収縮活動を
示す周期波を計測する第１計測手段、上記第１計測手段
により計測した上記周期波の特徴点であって該周期波と
同一周期で現われる特定波を検出する検出手段、上記特
定波の生起間隔を計測する第２計測手段、上記特定波の
生起間隔の平均値および生起間隔の変動波形を求め、上
記変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、上記生起
間隔の平均値と上記変動波形の呼吸周波数成分とを精神
緊張度の指標とする第１処理手段、上記変動波形に含ま
れる呼吸周波数成分の周波数および上記生起間隔の変動
波形に含まれる低周波成分の大きさのうちの少なくとも
いずれか一方を上記精神緊張度の指標の信頼性評価値と
して求める第２処理手段、上記精神緊張度の指標値を表
示する表示手段、並びに上記信頼性評価値を出力する出
力手段を備えた精神緊張度モニター。 - 【請求項３】心電波形等の被測定者の心臓の収縮活動を
示す周期波を計測する第１計測手段、上記第１計測手段
により計測した上記周期波の特徴点であって該周期波と
同一周期で現われる特定波を検出する検出手段、上記特
定波の生起間隔を計測する第２計測手段、上記特定波の
生起間隔の平均値および生起間隔の変動波形を求め、上
記変動波形に含まれる呼吸周波数成分を求め、上記生起
間隔の平均値と上記変動波形の呼吸周波数成分とを精神
緊張度の指標とする第１処理手段、上記精神緊張度の指
標値を表示する表示手段、並びに上記被測定者の呼吸を
安定化して上記精神緊張度の指標値の信頼性を高める呼
吸安定化手段を備えた精神緊張度モニター。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63144360A JPH0832261B2 (ja) | 1988-06-10 | 1988-06-10 | 精神緊張度モニター |
| CA000589961A CA1322252C (en) | 1988-06-10 | 1989-02-02 | Apparatus for monitoring degree of mental tension |
| US07/311,708 US4896675A (en) | 1988-06-10 | 1989-02-16 | Apparatus for monitoring degree of mental tension |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63144360A JPH0832261B2 (ja) | 1988-06-10 | 1988-06-10 | 精神緊張度モニター |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH021218A JPH021218A (ja) | 1990-01-05 |
| JPH0832261B2 true JPH0832261B2 (ja) | 1996-03-29 |
Family
ID=15360291
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63144360A Expired - Fee Related JPH0832261B2 (ja) | 1988-06-10 | 1988-06-10 | 精神緊張度モニター |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4896675A (ja) |
| JP (1) | JPH0832261B2 (ja) |
| CA (1) | CA1322252C (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2005058160A1 (ja) * | 2003-12-17 | 2007-08-23 | 富田 誠次郎 | 心音波形及び／又は呼吸波形パターンを利用した個人認証システム |
Families Citing this family (40)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5163439A (en) * | 1986-11-05 | 1992-11-17 | Dardik Irving I | Rhythmic biofeedback technique |
| US5167228A (en) * | 1987-06-26 | 1992-12-01 | Brigham And Women's Hospital | Assessment and modification of endogenous circadian phase and amplitude |
| JP2582957B2 (ja) * | 1991-06-14 | 1997-02-19 | 松下電工株式会社 | 生体活性度モニターシステム |
| US5238001A (en) * | 1991-11-12 | 1993-08-24 | Stuart Medical Inc. | Ambulatory patient monitoring system having multiple monitoring units and optical communications therebetween |
| US5343871A (en) * | 1992-03-13 | 1994-09-06 | Mindscope Incorporated | Method and apparatus for biofeedback |
| US5662117A (en) * | 1992-03-13 | 1997-09-02 | Mindscope Incorporated | Biofeedback methods and controls |
| JP2960275B2 (ja) * | 1993-04-06 | 1999-10-06 | 松下電器産業株式会社 | 緊張度判定装置 |
| US5752521A (en) | 1993-11-12 | 1998-05-19 | Dardik; Irving I. | Therapeutic exercise program |
| US5797840A (en) * | 1994-09-14 | 1998-08-25 | Ramot University Authority For Applied Research & Industrial Development Ltd. | Apparatus and method for time dependent power spectrum analysis of physiological signals |
| SE9404553D0 (sv) * | 1994-12-29 | 1994-12-29 | Bo Von Scheele | Anordning för indikering av stresstillstånd |
| US5730140A (en) * | 1995-04-28 | 1998-03-24 | Fitch; William Tecumseh S. | Sonification system using synthesized realistic body sounds modified by other medically-important variables for physiological monitoring |
| US6126595A (en) | 1995-05-12 | 2000-10-03 | Seiko Epson Corporation | Device for diagnosing physiological state and device for controlling the same |
| JP4096376B2 (ja) * | 1996-07-09 | 2008-06-04 | セイコーエプソン株式会社 | リラックス指導装置 |
| CN1203805C (zh) * | 1996-09-10 | 2005-06-01 | 精工爱普生株式会社 | 生物体状态测量装置及放松指导装置 |
| AUPO616697A0 (en) * | 1997-04-11 | 1997-05-08 | Heartlink Pty Ltd | Method for diagnosing psychiatric disorders |
| AU720226B2 (en) * | 1997-04-11 | 2000-05-25 | Heartlink Limited | Method for diagnosing psychiatric disorders |
| WO1999009884A1 (en) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Measuring, sensing, and diagnosing apparatus and method relating to wave pulse, cardiac function, and, motion intensity |
| US6141590A (en) * | 1997-09-25 | 2000-10-31 | Medtronic, Inc. | System and method for respiration-modulated pacing |
| US20040230252A1 (en) * | 1998-10-21 | 2004-11-18 | Saul Kullok | Method and apparatus for affecting the autonomic nervous system |
| US6493578B1 (en) | 1999-09-29 | 2002-12-10 | Defeo Michael | Portable tension and stress detector and method |
| US9248306B2 (en) | 1999-09-30 | 2016-02-02 | Physio-Control, Inc. | Pulse detection apparatus, software, and methods using patient physiological signals |
| US20040039419A1 (en) * | 1999-09-30 | 2004-02-26 | Stickney Ronald E. | Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using a piezoelectric sensor |
| US6440082B1 (en) * | 1999-09-30 | 2002-08-27 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method and apparatus for using heart sounds to determine the presence of a pulse |
| US20030109790A1 (en) * | 2001-12-06 | 2003-06-12 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Pulse detection method and apparatus using patient impedance |
| IL133061A (en) | 1999-11-21 | 2010-06-30 | Pelimor Ltd | A method for playing music in real time and in synchronization with the heartbeat and a device for its use |
| EP1296595B1 (en) * | 2000-06-30 | 2007-08-15 | Lifewaves International, Inc. | System for assessing and modifying an individual's physiological condition |
| US6702720B2 (en) * | 2001-04-24 | 2004-03-09 | Lifewaves International, Inc. | Systems and methods for breathing exercise regimens to promote ischemic preconditioning |
| JP2002330934A (ja) * | 2001-05-08 | 2002-11-19 | Tanita Corp | 自律神経活動測定装置 |
| US20040116969A1 (en) | 2002-08-26 | 2004-06-17 | Owen James M. | Pulse detection using patient physiological signals |
| US20040039420A1 (en) * | 2002-08-26 | 2004-02-26 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using accelerometer data |
| PT1477114E (pt) * | 2003-05-13 | 2009-04-06 | Gme Rechte Und Beteiligungen G | Dispositivo e processo para a detecção de fibrilhação auricular |
| EP1711102A4 (en) * | 2004-01-27 | 2009-11-04 | Spirocor Ltd | METHOD AND SYSTEM FOR DIAGNOSING THE CARDIOVASCULAR SYSTEM |
| US7771364B2 (en) * | 2004-01-27 | 2010-08-10 | Spirocor Ltd. | Method and system for cardiovascular system diagnosis |
| JP4844523B2 (ja) * | 2007-09-28 | 2011-12-28 | 東洋紡績株式会社 | メンタルトレーニングシステム |
| JP5817525B2 (ja) * | 2011-12-28 | 2015-11-18 | 富士通株式会社 | 眠気検知適用性判定装置、眠気検知適用性判定方法、プログラム |
| JP2016150117A (ja) * | 2015-02-17 | 2016-08-22 | 日本電信電話株式会社 | 心理状態判定方法、装置、及びプログラム |
| JP6127078B2 (ja) * | 2015-02-17 | 2017-05-10 | 日本電信電話株式会社 | 運動状態と心理状態判定方法、装置、及びプログラム |
| AU2016278356A1 (en) | 2015-06-15 | 2018-01-04 | Medibio Limited | Method and system for assessing mental state |
| JP2018524750A (ja) | 2015-06-15 | 2018-08-30 | メディバイオ リミテッドＭｅｄｉｂｉｏ Ｌｉｍｉｔｅｄ | ストレス状態をモニターするための方法およびシステム |
| JP6697985B2 (ja) * | 2015-09-04 | 2020-05-27 | パラマウントベッド株式会社 | 生体情報出力装置 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL40188A0 (en) * | 1972-08-23 | 1972-11-28 | Israel State | Apparatus for monitoring the amplitude of oscillatory movement |
| JPS5280688A (en) * | 1975-12-26 | 1977-07-06 | Tokyo Shibaura Electric Co | Impedance cardiopulmograph |
| JPS5562367A (en) * | 1978-11-02 | 1980-05-10 | Toshiba Corp | Test device for patient supervisory unit |
| US4549552A (en) * | 1981-03-06 | 1985-10-29 | Siemens Gammasonics, Inc. | Heart sound detector and cardiac cycle data are combined for diagnostic reliability |
| US4510944A (en) * | 1982-12-30 | 1985-04-16 | Porges Stephen W | Method and apparatus for evaluating rhythmic oscillations in aperiodic physiological response systems |
| DE3514542A1 (de) * | 1985-04-22 | 1986-10-23 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren und vorrichtung zur zusammensetzung eines mr-bildes aus atemgesteuert aufgenommenen bilddaten |
-
1988
- 1988-06-10 JP JP63144360A patent/JPH0832261B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-02-02 CA CA000589961A patent/CA1322252C/en not_active Expired - Fee Related
- 1989-02-16 US US07/311,708 patent/US4896675A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2005058160A1 (ja) * | 2003-12-17 | 2007-08-23 | 富田 誠次郎 | 心音波形及び／又は呼吸波形パターンを利用した個人認証システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4896675A (en) | 1990-01-30 |
| CA1322252C (en) | 1993-09-14 |
| JPH021218A (ja) | 1990-01-05 |
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