JP2002537911A - 生理的コヒーレンスおよび自律神経バランスを促進するための方法および装置 - Google Patents

生理的コヒーレンスおよび自律神経バランスを促進するための方法および装置

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Abstract

(57)【要約】 心拍数変動（ＨＲＶ）の測定およびそのパワー・スペクトルの評価に基づいて、心臓律動、呼吸、血圧波および低周波脳波の如き振動挙動を示す生物学的システム間の同調の状態を測定するための方法および装置。同調は、体内における自律神経系の２つの枝の間の調和的バランスを反映する。この生理的効率が高められた内的状態は、健康を向上させ、最大遂行能力を促進する。一実施形態によれば、ＨＲＶに関連する同調パラメータに基づいて、同調レベルを測定する方法を使用する。当該方法は、まずパワー分布スペクトル（ＰＳＤ）を求め、次いでＨＲＶスペクトルにおけるパワー分布の尺度である同調パラメータ（ＥＰ）を計算する。ＥＰ値は、このパワーが比較的狭い周波数範囲内に集中しているときは高くなり、このパワーがより広い範囲の周波数にわたって分布しているときは低くなる。一実施形態において、心臓の鼓動を監視し、パーソナル・コンピュータ、ハンドヘルド・デバイス、または他の処理手段を介してこの情報を提示するための装置を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （技術分野） 本発明は、一般には心拍数変動の評価に関し、具体的にはそのパワー・スペク
トル分布の分析に関する。
【０００２】 （背景技術） 生活の複雑さが増すにつれて、生理的状態と精神衛生との関係に対する関心が
高まってきている。ストレスおよび他の情動的要因は疾病の危険性を高め、遂行
能力および生産性を低下させ、かつ生活のクオリティを著しく制限することが多
くの研究によって証明されてきた。このため、世界中の医療業界が、治療法およ
び予防策を探っている。最近では、体内における系の自己調節に注目が集まり、
バイオフィードバックなどの分野における研究へと発展した。
【０００３】 過去２５年間に、精神的かつ／または情動的アンバランスを改善するためのよ
り伝統的な精神療法または薬剤介入の代替として、様々な新技術が導入された。
認知的再編成や神経言語プログラミングのようなより心理学的なアプローチに加
えて、心理学者たちは、集中的な黙想を通じて「心を静める」、東洋文化由来の
いくつかの技術を採用した。例えば、ヨガでは吸息または脳の一部に集中し、キ
ゴンでは「ダン・チエン」ポイント（臍の下）に集中する。カリフォルニア州ボ
ールダ・クリークにあるハート・マス研究所が開発したフリーズ・フレーム（登
録商標）（ＦＦ）技術では、心臓周辺の部分に注意を集中する。これらすべての
技術は、個別的であるが相互作用し合う神経単位の処理中枢の集合体、およびそ
れらの集合体が相互作用する生物学的振動子を含むことが知られている身体の領
域に注意を集中する。心臓、脳および腸はペースメーカ細胞として知られる生物
学的振動子を含む。これらの振動子系のいずれかに意図的に注意を集中させるこ
とにより、その律動を変えることが可能である。これは、少なくとも脳（黙想）
、ヨガ吸息（呼吸）、心臓（ＦＦ）、そしてやはり自律神経系（ＡＮＳ）によっ
て調節されるため特に消化管（キゴン）について当てはまる。身体には、血管系
の平滑筋の如き他の振動系も含まれる。我々は、以前、脈拍伝達時間（ＰＴＴ）
を記録することによって測定したこの系、ならびに脳電図（ＥＥＧ）によって測
定した脳、心拍数変動（ＨＲＶ）によって測定した心臓、かつ呼吸数によって測
定した呼吸系はすべて同調(entrain）しうることを示した。さらに、それらはす
べて０．１ヘルツ（Ｈｚ）前後の周波数に同期する。したがって、結合した生物
学的振動子として機能するこれらの系を互いに同調させることが可能である。
【０００４】 ＦＦ技術は、心臓に集中して精神的かつ情動的反応を始終取り払う自己管理技
術である。ＨＩＶ陽性被験者に対する心理学的介入プログラムにＦＦ技術を活用
したところ、生活ストレス、状態および体質不安レベル、ならびに自覚的な身体
的症状が著しく低下した。健康な個人に対してＦＦ技術を用いてポジティブな情
動的状態を促した他の２つの調査では、唾液のＩｇＡの増加、および交感迷走神
経バランスの向上が示された。交感迷走神経のバランスの向上は、脳からの過度
に作用する交感神経性流出に関連する有害な生理的効果を防ぐことが知られてい
る。それらの技術は、自律神経バランスを向上させ、かつストレス・ホルモンの
コルチソルを減少させ、かつＤＨＥＡを増加させ、糖尿病における血糖調節を改
善し、高血圧症の人の血圧を下げるとともに、様々な社会における不安、憂鬱、
疲労および当惑などの心理的ストレッサを著しく抑えるのに有効であることが、
他の調査によって証明されている。
【０００５】 交感迷走神経バランスは、様々な技術を用いて測定されてきた。例えば、バイ
オフィードバック・テクニックを用いて、心拍数を意識的にコントロールできる
ように個人を訓練することが可能である。しかし、副交感神経活動の向上は、呼
吸のコントロールによってなされる。中間的催眠状態および心拍数のオペランド
条件づけは、コントロールされた呼吸テクニックに関係なく副交感神経活動を強
化することにより交感／副交感率を低下させることが証明されている。ＦＦ技術
は、バイオフィードバック装置は必要とせず、また、この技術に短息プロトコル
が使用されていても、呼吸の意識的なコントロールを必要としない。我々の結果
は、心拍数および呼吸とは無関係に交感迷走神経バランスを測定する上で情動的
経験がある役割を果たすことを示唆している。交感迷走神経が、低周波（ＬＦ）
パワーおよび高周波（ＨＦ）パワーの強い方へシフトすること（心拍数変動の尺
度）は、理解の情動的状態を経験したことを生理学的に明示するものであった。
ＦＦ技術は、以前のポジティブな情動的経験の視覚化または回想とは対照的に、
率直な理解または愛の感情の経験に真に焦点をおくものである。
【０００６】 我々の調査の結果は、ＦＦ技術およびハート・マス研究所が開発した他のツー
ルを比較的短期間実施することによって、心臓機能が「同調(entrainment）」モ
ードまたは「内的コヒーレンス」モードになることを示唆する（以下により詳細
に説明する）。これらの状態を維持することができる多くの被験者は、無秩序な
思考の割り込みが著しく減少すること、かつ深い内なる平和の感情、および直感
力の向上がそれに伴うことを報告している。
【０００７】 我々は、同調モードを導くポジティブな情動的状態は、心臓のダイナミックな
拍動パターンに顕著な変化をもたらすことをも確認した。これらの心臓律動を定
量分析し、定量するための方法を心拍数変動（ＨＲＶ）の分析と呼ぶ。健康な個
人における正常な静止状態の心拍数は、常にダイナミックに変化する。心電図（
ＥＣＧ）または脈拍から導かれる心拍数変動は、これらの自然に生じる心拍数の
拍動変化の尺度であり、健康および適性の指標である。ＨＲＶは、物理的運動、
睡眠、精神および活動を含む様々な要因に影響され、特にストレスおよび情動的
状態の変化に敏感である。ＨＲＶの分析は、心拍数の交感神経的調節と副交感神
経的調節とを区別することが可能であるため、自律神経系の機能およびバランス
に対する重要な情報を提供することができる。ＨＲＶの低下は、将来の心臓病、
突然死ならびに原因不明死の危険性が高いことを示唆する有力な指標でもある。
【０００８】 周波数領域分析は、心拍数タコグラムまたは波形を個別的な周波数成分に分解
し、それらの相対強度、パワー・スペクトル密度（ＰＳＤ）の観点からそれらを
定量するものである。ＨＲＶ波形にスペクトル分析技術を適用することにより、
自律神経系の交感神経または副交感神経枝の活動性を表すその異なる周波数成分
を区別することが可能である。ＨＲＶパワー・スペクトルを３つの周波数範囲ま
たは帯域、すなわち０．０３３から０．０４Ｈｚの超低周波数（ＶＬＦ）、０．
０４から０．１５Ｈｚの低周波数（ＬＦ）、および０．１５から０．４Ｈｚの高
周波数（ＨＦ）に分割する。
【０００９】 高周波数（ＨＦ）帯域は、副交感神経または迷走神経活動の尺度として広く受
け入れられている。この帯域のピークは、一般には呼吸洞性不整脈と呼ばれる、
呼吸サイクルに関連する心拍数変動に対応する。パニック、不安または心配、お
よび憂鬱症に苦しむ、精神的または情動的ストレスを受けた個人に、副交感神経
活動の低下が認められた。
【００１０】 低周波数（ＬＦ）範囲は、特に短期的な記録における交感および副交感神経活
動の両方を反映しうる。副交感神経的影響は、特に呼吸数が１分間当たり７回未
満の場合、または個人が深呼吸した場合に示される。この範囲は、圧受容器活動
、ならびに時には血圧波活動および共振を反映するため、「圧受容器範囲」とも
呼ばれる。
【００１１】 深いくつろぎの状態や睡眠の状態にあるとき、またはフリーズ・フレームやハ
ート・ロックインの如き自律神経バランスを促進するための技術を使用している
ときに起こりうるように、個人のＨＲＶパターンと呼吸が同期または同調する場
合、同調が生じる周波数は０．１ヘルツであることが多い。これは、ＬＦ帯域の
中央に相当し、実際は主に副交感神経活動および血管共振の増加による場合でも
、交感神経活動の大規模な増加であると誤解釈される可能性がある。正常な状態
では、ＬＦ帯域における全パワーの約５０％が、中央レベルで生成される、洞結
節に影響を及ぼす神経信号によって説明され、残りのパワーの大部分は動脈圧調
節フィードバック・ループにおける共振によるものであることが、精巧なモデリ
ング技術によって示された。交感神経系は、０．１Ｈｚの周波数をはるかに上回
る周波数に現れる律動を生成しないのに対して、副交感神経系は０．０５Ｈｚの
周波数まで機能することが観察できる。したがって、低呼吸速度の周期を有する
個人では、副交感神経活動はＬＦ帯域内の周波数において心臓律動を変調してい
る。したがって、ＡＮＳ枝のうちＬＦ領域にパワーを送り込んでいるものを区別
するためには、呼吸とＰＴＴの両方を同時に記録し、検討する必要がある。
【００１２】 同調モードにありながらＬＦパワーが増加することは、圧受容器輸入活動の増
加を表す。ＬＦ帯域は圧受容器の輸入活動の増加を反映することが示された。実
際、ＬＦ帯域は圧受容器反射感度を反映することが示されており、生理的状態に
影響される。圧受容器活動の増加は、脳から周囲の血管床への交感神経性流出を
阻害することが知られているのに対し、ストレスは交感神経性流出を増加させ、
圧反射活動を阻害する。高血圧症の個人では圧反射感度が減少しているため、深
い持続的な理解の状態において見られたＬＦパワーの増加は、高血圧症のコント
ロールに対して重要な意味をもつ。
【００１３】 同調モードへのＦＦ介入の後に顕著かつ明らかな変化があり、それはＨＲＶ波
形およびＰＳＤデータに見られる。加えて、多くの被験者は、彼らが誰かと「張
りつめた」会話をしているときや反応し始めたときに、ＦＦ技術を使用できるこ
とを報告している。このような状態にあっても、ＨＲＶ波形は、彼らが同調状態
へ移行したり、同調状態を維持できることを示唆している。
【００１４】 人が欲求不満の状態から率直な理解の状態へと移行すると、波形の形状が、振
幅の大きい雑音波から類似した振幅の非調和波形（同調）へと変化することがタ
コグラム・データからわかる。我々は、この深い平和および内的調和の特殊な情
動的状態を示す、我々が「増幅された平和」と呼ぶ追加的な状態をも特定した。
この状態では、ＨＲＶ波形はより小さな振幅波形になる（内部コヒーレンス）。
一般に、周波数領域（ＰＳＤ）は、中程度の振幅の広帯域スペクトルから、非常
に大きな振幅の０．１Ｈｚ付近の狭帯域スペクトル（同調）へと変化し、次いで
非常に小さな振幅の広帯域スペクトル（内部コヒーレンス）へと変化する。
【００１５】 たいていの個人では、ＨＲＶが小からほぼゼロの範囲であれば、それは心拍数
の変化に対する心臓の柔軟性の低下、またはＡＮＳにおける情報の流れの低下を
意味するものであるため、潜在的な病理学的症状または老化を示すものとなる。
しかし、訓練を受けた被験者では、それは、彼らのＨＲＶが通常は大きく、かつ
内部コヒーレンス・モードへの移行が意識的に増幅された平和の状態になった結
果であるため、彼らの情動および自律神経系に対する例外的な自己管理を示すも
のとなる。これは、ＨＲＶの低下の根元をなす病理学的症状（このような場合は
、ＨＲＶは常に低い）とは全く異なる。情動的状態とＨＲＶの関係により、明確
に疾病を予測するためのＨＲＶ分析の臨床的使用を損なってきた、さもなければ
健康な個人に時々ＨＲＶの低下が観察されることを説明できる可能性がある。
【００１６】 内部コヒーレンスの状態において、心臓によって生成された電磁場エネルギー
は、心電図（ＥＣＧ）信号の高速フーリエ変換（ＦＦＴ）分析で認められたよう
に、コヒーレント電磁場の明確な例である。最近では、非直線系におけるコヒー
レント信号とノイズとの相互作用に対する理解が深まったため、これらの非熱的
コヒーレント電磁信号を細胞によって検出できるようになった。さらなる証拠は
、コヒーレント電磁場は細胞機能に対して重要な意味をもちうることを示唆して
いる。例えば、極度に低周波の非熱的電磁信号は細胞内カルシウム信号に影響を
与えうることが、最近証明された。加えて、コヒーレント電磁場は、非コヒーレ
ント信号に比べて、オルニチン・デカルボキシラーゼ活性の如き酵素経路に対す
る実質的により大きな細胞効果を生むことが示された。このことは、内部コヒー
レンスの状態も細胞機能に影響し、情動的状態、自律神経機能、ＨＲＶおよび細
胞プロセス間に潜在的なリンクを与えうることを示唆する。
【００１７】 意識的な注意の集中および／またはポジティブな情動は、ＨＲＶおよびＰＳＤ
に著しく影響する。我々の研究の結果は、これまでの研究を裏づけ、ネガティブ
な情動的状態を最小限に抑えるとともに、ポジティブな情動的状態を促す心理学
的介入は、心臓血管機能に大きな影響を与えうることを示唆するものである。
【００１８】 この分野における研究の結果は、率直な理解の感情がパワー・スペクトルのＬ
ＦおよびＨＦ活動への移行を生むことを証明するとともに、１）生物学的振動子
を含む身体の主な中枢が、結合された電気的振動子として作用しうること、２）
これらの振動子は、精神的かつ情動的自己管理を介して活動の同期モードになり
うること、３）当該同期の身体への影響は、知覚および心臓血管機能における著
しいシフトと関連づけられることを示唆する。ポジティブな情動は、高血圧症の
治療に有効であるとともに、鬱血性心不全および冠状動脈疾患により患者の突然
死の確率を低下させることがある交感迷走神経バランスの変調をもたらす。
【００１９】 容易に使用され、大規模なバイオフィードバック装置を必要としない、ＡＮＳ
のバランスに関する定量化された情報を提供する必要性がある。さらに、日常生
活での利用に向けて、このバランスを監視する可動的な方法が必要である。
【００２０】 （発明の開示） 本発明は、特定の身体律動を測定し、次いでこの情報を分析して、自律神経系
の交感神経部と副交感神経部とのバランスをも反映する同調状態を間接的に測定
する。
【００２１】 本発明の一実施態様によれば、方法は、被験者の心拍動をサンプリングするス
テップと、当該心拍動の心拍数変動（ＨＲＶ）を時間の関数（ＨＲＶ（ｔ））と
して測定するステップと、ＨＲＶ（ｔ）を周波数の関数（ＨＲＶ（ｆ））として
表すステップと、ＨＲＶ（ｆ）における周波数の分布を測定するステップと、Ｈ
ＲＶ（ｆ）のピーク周波数を選択するステップと、前記ピーク周波数におけるエ
ネルギー（Ｅpeak）を測定するステップと、前記ピーク周波数より小さい周波数
におけるエネルギー（Ｅbelow）および前記ピーク周波数より大きい周波数にお
けるエネルギー（Ｅabove）を測定するステップと、ＥbelowおよびＥaboveに対
するＥpeakの比率を求めるステップと、当該被験者に対し、第１の表示形式で、
前記比率に関連する第１のパラメータの表示を行うステップとを含む。
【００２２】 本発明の一態様によれば、装置は、第１の所定時間にわたって被験者の心拍動
をサンプリングするように構成されたサンプリング手段と、表示部と、当該サン
プリング手段および表示部に結合された処理部とを含み、当該処理部は、当該第
１の所定時間中における各心拍動の間隔を測定することによって心拍数の心拍数
変動（ＨＲＶ）（ただし、ＨＲＶは時間の関数である）を測定し、当該ＨＲＶの
周波数分布であって、少なくとも１つのピークを有し、当該少なくとも１つのピ
ークは第１の数の周波数を含む周波数分布を測定し、当該ＨＲＶの当該周波数分
布の第１のパラメータであって、当該少なくとも１つのピークの面積の当該周波
数分布の残りの部分の面積に対する比率である第１のパラメータを計算し、当該
第１のパラメータを当該表示部に出力して当該被験者に対して表示するように構
成される。
【００２３】 本発明の一態様によれば、方法は、心拍数変動（ＨＲＶ）情報を受領するステ
ップであって、当該ＨＲＶ情報は第１の所定時間中における被験者の各心拍動の
時間間隔を含むステップと、当該ＨＲＶを周波数の関数として表すステップと、
第１の範囲の周波数に対する前記ＨＲＶにおけるパワーを測定するステップと、
前記第１の範囲の周波数におけるパワー・ピークを選択するステップと、前記選
択されたパワー・ピークにおけるパワーを第２の範囲の周波数に対する前記ＨＲ
Ｖにおけるパワーに関連づける第１のパラメータを計算するステップと、当該第
１のパラメータを当該被験者に対して表示するステップとを含む。
【００２４】 本発明は、添付の図面を併用して、特定の好ましい実施態様を説明することに
よってより十分に理解することができる。
【００２５】 （発明を実施するための最良の形態） 本発明、ならびにその様々な形態および実施形態の以下の説明において、我々
は特定の言葉を使用している。参照の便宜上、それについての好ましい定義は以
下の通りである。
【００２６】 上述したように、フリーズ・フレーム（登録商標）は自己管理のハートマス・
システムに使用されるツールの１つである。それは、外部または内部の事象に対
する精神的かつ情動的反応を取り払い、次いで愛や理解の如きポジティブな情動
に焦点をおきながら、注意の中心を精神および情動から心臓周辺の物理的な部分
へとシフトさせるものである。したがって、このツールは、個人が注意の焦点を
精神から心臓へとシフトすることを可能にする。当該シフトによって、瞬間的に
より広く、より客観的な知覚が得られる。
【００２７】 後に使用されているように、「理解」という言葉は、被験者が誰かまたは何か
に対して率直かつ能動的な理解の感情を明確に知覚または認識する状態を意味す
る。それは、ＨＲＶの変化に関連する理解の心からの感情で、そのようなＨＲＶ
の変化をもたらさない理解の精神的概念とは対照的である。「増幅された平和」
という言葉は、通常経験されているよりもはるかに深い平和および安定の状態が
感じられる内的状態を意味する。この状態において、新たな次元の意識の入り口
に立っている感覚をも持つ。内的均衡の感覚と、新たな直感の領域に達したとい
う意識がある。あらゆる実験的状態と同様に、それを十分に説明する言葉を見い
だすのは困難である。これは、人が通常歩き回っている状態ではなく、比較的短
時間にわたって入っている状態である。しかし、心臓に集中する訓練により、こ
の状態における時間を長くすることが可能である。それは、砂浜または森林で、
通常の経験を超えるくらい自然または自分自身と深く接していることを感じる瞬
間に類似したものであると説明することもできる。我々が経験しているより深い
問題または課題に対する答えを見いだすのは、しばしばこのような瞬間において
である。
【００２８】 「生物学的振動子」という言葉により、我々は、律動性振動を生じる細胞また
は細胞群を意味する。瞬間大動脈圧を連続的に記録すると、心拍動および呼吸毎
の波動が見られる。自律神経系におけるこの律動性活動は、少なくとも３つの生
物学的振動子系、すなわち１）呼吸振動子との条件的結合（同調）による脳幹ネ
ットワーク中のセントロゲン律動、２）圧受容器フィードバック・ネットワーク
、および３）血管平滑筋の自動律動性によって支えられるものと考えられる。各
々の振動子は異なる周波数を生じさせうること、および振動子間の位相遅延は容
易に変化しうることは、血圧波が非常に変動しやすく予測不可能であることを説
明するものである。基本周波数が類似したいくつかの振動子の存在により、振動
子間の同期および同調が可能になる。したがって、規則的かつ安定的な血圧波の
状態は、複雑な多振動子系の同調化活動の表れであるものと想定できる。
【００２９】 動脈の脈拍伝達時間（ＰＴＴ）は、心臓からある周辺記録部位への動脈脈拍波
の移動速度の尺度である。それは、動脈壁の弾力性を監視し、拍動毎の血圧の変
化を示すための非挿入的方法として使用される。動脈圧脈拍は、動脈系を急速に
通過する圧力の波である。脈拍波速度（４から５ｍ／秒）は、血液流の速度（＜
０．５ｍ／秒）よりはるかに速い。脈拍波速度は、動脈壁の弾力性の圧力関連変
化に伴って直接変化する。動脈壁が硬い、または収縮しているほど、波速度が速
くなる。これにより、次は、ＰＴＴが血圧に反比例して変化することになる。こ
の効果の規模に対する共通の推定として、１ｍｍＨｇの圧力変化当たりＰＴＴが
約１ｍｓ変化することが示されている。
【００３０】 我々の実験室で行ったある調査の結果についても説明する。当該調査の性質お
よび条件をより十分に理解するために、我々の重要な手順を説明したいと思う。
【００３１】 実験室での調査では、ＦＦ技術の訓練を受けたあらかじめ選定された個人を、
真っ直ぐで背もたれの高い椅子に座らせて姿勢変化を最小限に抑え、ＥＣＧ電極
で固定し、次いで１０分間の休息時間を与える。残りの時間を通じてＥＣＧ測定
値を記録し、最後の５分間を対照時間に用いる。記録を続けながら、次の５分間
はＦＦ技術を利用し、意識的に情愛の状態に集中するよう被験者に依頼する。セ
ッション毎に、選定した人数の被験者を評価する。通知済みの同意を得た後、各
セッションに先立って、雑談、うたた寝、大げさな身振り、または意図的に呼吸
に変化をつけることを控えるよう被験者に依頼する。被験者を慎重に監視して、
セッションの間、大げさな呼吸、または姿勢の変化がなかったことを確認する。
【００３２】 同じ被験者に対して、職場での通常の勤務時間を含む２４時間にわたって歩行
用ＥＣＧレコーダを着用するよう依頼する。彼らが、ストレスまたはバランスの
崩れを感じたときに、少なくとも個別的な３つの機会にＦＦ技術を使用するよう
彼らに依頼する。ＦＦ技術を使用する毎にレコーダのマーカ・ボタンを押すよう
、彼らに指示する。調査のこの部分は、実生活のストレス環境におけるＡＮＳバ
ランスを評価し、交感迷走神経のバランスを意識的に改善するＦＦ技術の効力を
判断するために設計されている。一般には、すべての双極ＥＣＧ測定には、Ａｇ
／ＡｇＣｌの使い捨て電極を使用する。陽極電極を第６肋骨の左側に配置し、対
照を右の鎖骨フォッサに配置する。ＥＣＧ増幅にはグラス７Ｐ４型増幅器を使用
する。胸部に巻き付けたＲｅｓｐ−ＥＺ圧電ベルトによって呼吸を監視する。脈
拍伝達時間（ＰＴＴ）を計算するために血圧波を記録するときに、グラス８０型
心臓マイクロフォンを使用する。ＰＴＴ間隔は、ＥＣＧのＲ波のピークと左手の
人差し指における同一の心臓収縮に関連する脈拍波の出現との間の時間である。
実験室外の調査では、デル・マー・ホルタ３６３型記録システムを用いて、歩行
ＥＣＧ記録を完遂する。
【００３３】 データ分析段階において、ＨＲＶ波形はＲ−Ｒ間隔のタコグラムの形状をとる
。この信号のスペクトル分析は、２５６ＨｚおよびＦＦＴｅｄにおいてサンプリ
ングしたＥＣＧ信号から採取した連続的な一連の個別的Ｒ−Ｒ持続値から得られ
る。実験室調査からのすべてのデータをバイオ・パック１６ビット・ディジタイ
ザおよびソフトウェア・システムによりデジタル化する。ＦＦＴ、ＰＳＤおよび
時間領域測定を含むすべての事後分析は、ＤＡＤｉＳＰ／３２ディジタル信号処
理ソフトウェアを用いて行う。人為的要素のないホルタ・テープ・データからの
あらゆる応答を分析に利用する。
【００３４】 実験室内調査では、ＦＦの実施前に５分間、そしてＦＦの実施中に５分間ＨＲ
Ｖデータを分析する。両方の５分間の時間に対する全平均心拍数を取得し、その
平均値からの標準偏差を計算することによって時間領域トレースを分析する。パ
ワー・スペクトルを３つの周波数領域、すなわちＶＬＦ（０．０１から０．０５
Ｈｚ）、ＬＦ（０．０５から０．１５Ｈｚ）およびＨＦ（０．１５から０．３Ｈ
ｚ）に分割することによって時間領域データのＦＦＴを分析する。これらの領域
のそれぞれにおける全パワーの積分、全領域（ＶＬＦ＋ＬＦ＋ＨＦ）に対する全
パワー、ＶＬＦ／ＨＦ比、およびＬＦ／（ＶＬＦ＋ＨＦ）比を、対照時間および
ＦＦ時間における各個人について計算する。以下の基準を用いて、被験者を２つ
の組に分類する。 ＨＲＶパワー・スペクトルのＬＦ領域における超狭帯域高振幅信号を特徴とし
、ＶＬＦまたはＨＦ領域に他の大きなピークを伴わず、ＨＲＶデータの時間領域
痕に比較的高長波信号（正弦波信号）を有する同調モード。 対照に比較して、全ＨＲＶパワー・スペクトルに意図的に生成された超低振幅
信号を特徴とする内部コヒーレンス・モード。このモードの最終選別要素は、基
本周波数の最初の７つ程度の調波が明確に表示されるＥＣＣ振幅スペクトルで、
大きな振幅を有する中間周波数が非常に少ない。
【００３５】 一般に、各グループについての正負の区別に対するランクの合計を利用したウ
ィルコクソン符号付きランク試験（Ｔ）を使用することによって、情動的表現値
に対する生データ対照値を有意性について分析する。ウィルコクソンｐ値はウィ
ルコクソン符号付きランク試験（Ｔ）のための基準値の表からとった。典型的に
、あるグループの分析を行う場合は、ＦＦ時間中における心拍数または心拍数標
準偏差に変化がない。しかし、パワー・スペクトル分析では、通常、ＶＬＦ／Ｈ
Ｆ比の著しい低下、ならびにＬＦパワー（ｐ＜．０１）、ＨＦパワー（ｐ＜．０
１）およびＬＦ（ＶＬＦ＋ＨＦ）比（ｐ＜．０１）の著しい増加が示される（た
だし、ｐは確率である）。
【００３６】 人体のいくつかの信号および機能の著しく単純化した概要図を図１に示す。こ
の図は、人間の自律神経系の機能のすべてを含めることを意図しておらず、心臓
の活動に直接関連すると現在考えられているそれらの信号および機能の典型例を
提示するものである。図１に示されているように、脳幹５は、制御および状態情
報を含む様々な入力信号を全身から受け取る。したがって、例えば、脳幹５は、
呼吸、血圧、心拍出量、熱調節、およびレニン・アンギノテンシン、ならびに様
々な他のシステム入力に関連する情報を受け取る。脳幹５は、中央神経系統（Ｃ
ＮＳ）のコントロール・センタとして機能し、この流入情報のすべてを集計（Σ
）し、交感神経または副交感神経サブシステムを介して心臓７への適切な出力を
合成する。
【００３７】 知覚された危険に対する応答など、心拍数および血圧の上昇の原因となる交感
神経系の出力制御信号は、比較的低周波数（ＬＦ）の律動になりがちであること
が研究によって証明された。対照的に、交感神経系の効果を制限または抑制する
働きをする副交感神経系は、比較的高周波数（ＨＦ）の信号になりがちである。
一般に、副交感系は極めてくつろいだ状態を生みやすいのに対して、交感神経系
は、より活動的な興奮状態を生みやすい。例えば、息を吸うと、副交感神経系は
抑制され、交感神経系はより活動的になって、心拍数が増加する。対照的に、息
を吐くと、副交感神経系が活動的になって、心臓への副交感神経信号が強くなり
、心拍数が減少する。
【００３８】 脳幹５は、圧受容器ネットワーク、ならびに心臓全体かつ心臓７の大動脈弓の
内部に位置し、伸縮（圧力）および心臓７内の化学変化に敏感な他の受容体ニュ
ーロンから流入情報をも受け取る。心臓７が鼓動し、その壁が膨れると、様々な
圧受容器が誘発されて、心拍動の機能としての信号を供給し、心拍数の増加は一
般に圧受容器信号の増加によって反映される。
【００３９】 脳幹５からの副交感および交換制御信号に応答して、心拍数７が変動する。心
臓７の洞結節（ＳＮ）は、これらの自律神経制御信号の相対強度に比直線的に関
連する心拍数の心拍動を開始させる自然のペースメーカとして作用する細胞のグ
ループである。心臓は一定の変動を伴いながら鼓動し、鼓動間の時間は一定では
なく、副交感神経信号と交感神経信号との間のシフトする相対的バランスに従っ
て変動するものと判断された。典型的な心拍数変動（ＨＲＶ）波形を図１に示す
。図に示されているように、ＨＲＶは一定せず、一般的には循環的パターンを示
しながらも時間とともに変化する。
【００４０】 図２は、例によって、最も便宜的に時間領域で測定したＨＲＶ波形の周波数領
域への変換を説明した図である。当該変換は、よく知られた高速フーリエ変換（
ＦＦＴ）の如き標準的なディジタル信号処理（ＤＳＰ）法によって成し遂げるこ
とができる。これにより、時間領域波形における異なる周波数成分（律動パター
ン）についての相対的振幅を測定する一種のヒストグラムが得られる。高速のリ
アルタイム律動は、スペクトルの高周波部分（右側）におけるピークを形成する
のに対して、低速の律動は左側の低周波数側に現れる。与えられたピークはどれ
も、単一の律動プロセス、または周波数が非常に類似した律動の混合体によるも
のであると思われる。後者は、ピークの高さに寄与するとともに、その幅を縮小
する。心拍数の分析の場合は、パワー・スペクトルに存在する異なる周波数（ピ
ーク）は、自律活動（すなわち交感神経および副交感神経活動）における周期的
変動による。
【００４１】 一旦周波数領域において、既知のＤＳＰ技術を用いてパワー・スペクトル分布
（ＰＳＤ）を計算し、周波数を横軸にして縦軸にプロットする。一般に、波形の
パワー・スペクトルは、平方された各々の成分についての波形振幅を、その成分
の周波数の関数としてプロットしたものである。当該プロットは、周波数の関数
ｆとして小さな周波数範囲に存在する、ヘルツ当たりのエネルギーの単位の波力
を明らかにする。本例では、波力測定値として、ＰＳＤの単位、具体的には（拍
動数毎分）2／秒（ＢＰＭ2／Ｈｚ、ただし、ヘルツ（Ｈｚ）は周波数またはサイ
クル数毎秒である）が与えられる。
【００４２】 人間の精神的および情動的状態はＡＮＳ活動、特に副交感神経サブシステムと
交感神経サブシステムとのバランスに大きな影響を及ぼすことが一般に知られて
いる。そのような影響は、ＨＲＶ波形に明確に見られる。一般に、動揺または恐
怖は不調を引き起こすのに対して、理解または愛の如き情動は調和の向上をもた
らすことを見いだした。後者の状態は、呼吸とＨＲＶ、ならびに体内の他の振動
系の間の連関を促進させることが示された。この説明のために、ＨＲＶ波形と呼
吸波形が、同じ速度で、しかも０．１ｈｚの周波数で動作し、同調としての正弦
波として現れる状態を参照する。この心臓機能のモードは、神経系の交感神経枝
と副交感神経枝とのバランスの向上に関連づけられてきたため、それは、「自律
神経バランス」（ＡＢ）の状態とも呼ばれる。本発明は、具体的には、その利用
者が同調およびＡＢを自在に達成するのを支援または促進することを目的とする
。一旦達成されれば、よく記録された様々な有益な生理学的プロセスが強化され
ることになる。以下に論述する本発明のいくつかの実施形態は、同調およびＡＢ
の基本的特性をさらに強化するとともに延ばす方向で、利用者に視覚的なフィー
ドバックを提供するよう特別に設計されている。
【００４３】 図３Ａには、様々な情動的状態の被験者の時間領域ＨＲＶが示されており、図
３Ｂは、対応するＰＳＤを示す図である。基準となる状態は、被験者が通常の吸
息状態にある場合とする。不調状態は、被験者が怒りや恐怖の如き動揺した感情
を抱いている場合の状態である。交感神経系によってもたらされるより低い周波
数成分を明確に示す、この波形のより不規則な性質に留意されたい。対照的に、
同調状態では、波形ははるかに規則的で秩序的である。同調は、我々の示したと
ころでは、理解または愛の如きポジティブな情動的状態をもたらすためのプラン
またはプロトコルに従うことによって達成できる状態である。
【００４４】 ここに定められているように、これらの言葉は個人の精神的および情動的状態
を示し、グラフは、質的に異なる２つの「心臓機能モード」の電気病理学的特性
を説明するのに役立つ。一分析手法によれば、ＨＲＶ波形と呼吸のような他の生
物学的振動子との間に周波数ロックが生じたときに、同調モードが達成される。
ＨＲＶ波形ならびに心拍数についての他のパラメータおよびその変動性と、他の
病理学的システムを含む被験者の全体的状態の間に他の相関関係が生じることに
留意されたい。ＨＲＶと被験者の精神的および情動的状態との間には記録された
強い相関関係があるため、両者の対応性を例としてここに提示する。しかし、代
替的な実施形態では、ＨＲＶ波形と他の機能および状態を相関させることが可能
で、例としてここに記すものに限定されるものではなく、むしろＨＲＶ波形の分
析および当該条件との相関性は本発明によって達成されるものである。同様に、
情動的および精神的状態への対応性は、図３Ａおよび図３Ｂに示される状態に限
定されるものではない。
【００４５】 図４Ａには、ＦＦ技術を実施する前後にとられた個人の３つの身体的応答を同
時に記録したものが示されている。第１の記録された身体的応答は、１分間当た
りの拍動数（ＢＰＭ）で表示されたＨＲＶである。第２の記録された身体的応答
は、秒で測定された脈拍伝達時間（ＰＴＴ）である。第３の記録された身体的応
答は呼吸、すなわちミリボルト（ｍＶ）で測定された振幅である。図４Ａに示す
ように、記録された各々の身体的応答は、約３００秒のところ、すなわち個人が
ＦＦ技術を実行した時点で大きく転換している。その時点で、ＨＲＶ、ＰＴＴお
よび呼吸波形の同調が達成されている。そのような同調はＡＢ、および生理学的
コヒーレンスの増加に特有のものである。
【００４６】 図４Ｂには、図４Ａの各々の記録された身体的応答についての対応するＰＳＤ
が示されている。各々の記録された身体的応答に対するパワー・スペクトルは、
ＦＦを実行する前は広い周波数範囲を有している。しかし、図４Ｃに示すように
、ＦＦを実行した後は、各々の記録された身体的応答に対するパワー・スペクト
ルは周波数範囲がはるかに狭くなり、それぞれの場合において、最大ＰＳＤは、
約０．１Ｈｚと０．１５Ｈｚの周波数の間に集中する。加えて、同調を通じて、
ＨＲＶとＰＴＴの両方についての最大ＰＳＤは、ＦＦの前に記録されたものより
もはるかに大きい。
【００４７】 図５には、本発明の一実施形態に従って構成された同調装置１０が示されてい
る。この特定の実施形態において、同調装置１０は、光体積変動記録フィンガ・
センサ１２と、モニタ１５を有するコンピュータ・システム１４とを備える。光
体積変動記録センサ１２は、連結ケーブル１６を介してコンピュータ・システム
１４に電気的に結合されている。
【００４８】 動作中、個人の指１８を、体積変動記録センサ１２に接触させるようにして配
置する。この特定の実施形態において、センサ１２は、指１８とセンサ１２との
間の接触が適切に保たれるように指１８に配置されるストラップ２０を含む。光
体積変動記録センサ１２は、指１８を介して、個人の心拍動によって生じる脈拍
波を検出し、この情報をシステム１４に送る。コンピュータ・システム１４はこ
の心拍動データを収集および分析し、個人の同調レベルを求める。達成された同
調レベルの式をモニタ１５上に表示する。
【００４９】 図６には、本発明の一実施形態に従って同調装置１０により生成される表示出
力２２が示されている。この特定の実施形態において、一分間当たりの拍動数（
ＢＰＭ）で測定される個人の心拍数が、選択された時間について図式的に表示さ
れている。この同じ時間についての個人の蓄積された同調スコアが、計算された
同調帯域に関連させて図式的に表示されている。加えて、個人の同調比および平
均心拍数が、この同じ時間について図式的に表示されている。
【００５０】 図７Ａから７Ｅは、本発明の好ましい実施形態による同調パラメータ（ＥＰ）
の計算方法を説明した図である。概して、当該方法では、拍動毎の心拍数の変化
を監視し、ＥＰを計算し、計算されたＥＰの分類図を提示する。当該方法は、開
始ブロック３０から始まる。ＨＲＶデータを取得して処理し、次のステップに備
えるステップ３２で処理が開始される。ステップ３４において、同調パラメータ
（ＥＰ）およびスコアを計算する。同調パラメータは、ＨＲＶ処理データのパワ
ー分布によって求められ、スコアはＥＰの履歴表示によって求められる。次いで
、ステップ３６においてＥＰおよびスコアを提示し、そのステップは、この情報
を表示端末に供給することを含む場合もある。処理を判断ダイアモンド３８まで
続行させて、処理を完了または終了させるかを判断する。処理を終了させる場合
は、処理をステップ４０まで続行させ、そこで処理を完了させる。処理を終了さ
せない場合は、処理フローをブロック３４に戻す。
【００５１】 図７Ｂにはその処理がさらに詳細に示され、そこではステップ４２において心
拍動を監視する。これには、心電計（ＥＣＧ）の如き電気的感知装置、光体積変
動記録センサ１２の如き光感知装置、または各心拍動を実質的にリアルタイムで
確認することができる他の装置または手段を使用することが含まれる。例えば、
１秒当たり１００回といった規則的な時間間隔で、センサ１２の出力をサンプリ
ングし、従来的なアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器（不図示）を使用してデ
ィジタル化する。ステップ４４では、生のサンプルを保存する。この生データは
基本的に各心拍動の記録、およびその発生の相対時間である。保存された生デー
タは、拍動間隔（ＩＢＩ）情報を含むものと考えられ、そこから拍動間の時間間
隔を求めることができる。それは、一般に「心拍数変動」または単にＨＲＶと呼
ばれるＩＢＩ変動である。
【００５２】 心拍動を監視する上で、ノイズおよび／または読み誤りなどの人為的要素は処
理を混乱させる傾向を有する場合があることに留意されたい。ブロック４６には
、当該人為的要素および他の人為的に導入されたノイズを拒絶する任意のステッ
プが提供されている。これは、従来的なＤＳＰ人為的要素拒絶テクニックを用い
て行うことができる。図７Ｅには、判断ダイアモンド９４においてＲａｖｇi-1
（１−Ｐｍｉｎ）を開始するブロック４６がさらに詳しく示されている。ここで
は、ＩＢＩiと称する現行のＩＢＩを、拍動の絶対最小間隔（Ａｍｉｎ）および
拍動の絶対最大間隔（Ａｍａｘ）と比較する。ＡｍｉｎおよびＡｍａｘは、人間
の心拍動がその中におさまる実際の範囲を反映する。例えば、ＡｍａｘとＡｍｉ
ｎは、それぞれＩＢＩが長すぎることと短すぎることを示し、ＩＢＩは通常その
ような値をとらないため、これらの条件を用いて、不正確なデータである人為的
要素を検出する。ＩＢＩiがこれら２つの極端な値をとる場合は、処理をステッ
プ９６まで続行させる。ＩＢＩiがこの範囲に入らない場合は、それ以上の検定
を行わず、処理をステップ９８に進めて、不適切なＩＢＩiデータを除去する。 ＩＢＩ値に対し移動平均（Ｒａｖｇ）を計算することに留意されたい。ＩＢＩi
毎にＲａｖｇ値の範囲を定め、次いでそれを用いて次の値、すなわちＩＢＩi+1
を検証する。ＩＢＩ値の百分率としてＲａｖｇ値の範囲を定める。ＩＢＩiの評
価には、ＩＢＩi-1に対するＲａｖｇ値の範囲を用いる。一実施形態では、Ｒｍ
ｉｎi-1とＲｍａｘi-1の間で範囲を定める（ただし、Ｒｍｉｎi-1はＲａｖｇi-1 −３０％、Ｒｍａｘi-1はＲａｖｇi-1＋３０％である）。ＩＢＩiは、以下の関
係式を満たす場合にこの範囲内にある。 ＩＢＩi∈［Ｒａｖｇi-1（１−Ｐｍｉｎ），Ｒａｖｇi-1（１＋Ｐｍａｘ）］
【００５３】 ステップ９６まで処理を続行させ、ＩＢＩiがこの範囲内にある場合は、ステ
ップ１００に処理を進める。ＩＢＩiがこの範囲内になければ、ステップ９８ま
で処理を続行させ、ＩＢＩiを不適切なデータとして除去する。好ましい実施形
態において、あまりにも多くのエラーに遭遇した場合は、十分な良好データを受
け取って続行を是認するまで計算を凍結する。十分な良好データは、以下の関係
式によって示される。 Ａｍｉｎ＜∀∈［ＩＢＩj，ＩＢＩk］＜Ａｍａｘ ただし、ＩＢＩは値ＩＢＩj．．．ＩＢＩkを含む。ステップ１００では、ＩＢＩ i の移動平均をＲａｖｇiとして算出する。ステップ１０２では、ＩＢＩiに対す
るＲａｖｇの最小範囲をＲｍｉｎiとして算出する。ステップ１０４では、ＩＢ
Ｉiに対する最大ＲａｖｇをＲｍａｘiとして算出する。これらの値を用いて、次
のＩＢＩ値、すなわちＩＢＩi＋１を検証することになる。次いで、処理を判断
ダイアモンド１０６まで続行させてさらなるＩＢＩ処理を行うかどうかを判断し
、行う場合は、処理を判断ダイアモンド９４に戻す。行わない場合は、ステップ
４８まで処理を続行させる。
【００５４】 ステップ４８において、生データ・サンプルの便宜的にサイズを調整したセグ
メント、すなわち６４秒を選択し、次いでステップ５０において、標準ＤＳＰ技
術を用いて直線的に補間する。区別を促進するために、生ＩＢＩデータ・ポイン
トを１０００倍に拡大、すなわちミリ秒に変換する。図８Ａに示されたＨＲＶグ
ラフは、拡大されたＩＢＩデータの代表的な集合体と直線的に保管されたデータ
・ポイントとを示す図であり、この図ではＩＢＩデータ・ポイントが黒点で示さ
れ、補間されたデータ・ポイントが「ｘ」で示されている。
【００５５】 ステップ５２において、線形回帰最小二乗固定線を引くこと（汎用的なＤＳＰ
技術）によってＨＲＶデータの選択されたセグメントをデミーンおよびデトレン
ドして、縦軸に関して波形を集中させ、波形が徐々に減少したり、または増加す
るあらゆる傾向を払拭する。図８Ｂに示されているとおり、重ね合った線形回帰
線からわかるように、ＨＲＶセグメントは時間とともに減少する傾向を示す。
【００５６】 当業者にとって明らかなように、ステップ４８で実施されたセグメンテーショ
ン処理は、平方波を伴うＨＲＶデータを畳み込む好ましくない副作用を及ぼし、
各セグメントの間の境界においてノイズを導入する傾向がある。例えば、各セグ
メントにおけるデータ・ポイントの数が１２８である場合に、サンプル１２８と
１２９の間に導入された大きなノイズが存在することになる。ハニング・ウィン
ドウ処理と呼ばれるよく知られたＤＳＰ技術は、セグメントの中央のデータ・ポ
イントに対して、セグメントの端部のデータ・ポイントよりも大きな重みを付け
て、効果的にこのノイズの影響を抑えるものである。本実施形態に使用されてい
るように、ハニング・ウィンドウ方程式には、以下のような余弦テーパが用いら
れる。 Ｗ（ｎ）＝０．５−０．５ｃｏｓ（２π／Ｎ*ｎ） ただし、Ｎはセグメントにおけるデータ・ポイントの総数であり、ｎ＝［１、Ｎ
−１］である。ステップ５４において、デトレンドされたデータに当該ハニング
・ウィンドウを適用して、セグメンテーション・ノイズを除去する。図８Ｃに示
すように、得られたＨＲＶ波形はゼロ照合され、トレンドを一切示さない。様々
な他の代替的な方法および技術を使用して、記録、補間またはセグメンテーショ
ン処理の人為的要素として導入された可能性のある当該ノイズを除去できること
に留意されたい。
【００５７】 ステップ５６において、ユーザ設定のシステム制御変数を調べて、どのタイプ
のスペクトル分析を実施する必要があるかを判断する。振幅スペクトルを選択す
る場合は、ステップ５８においてＦＦＴを実施して、振幅スペクトルを生成する
。一方、パワー・スペクトルを選択する場合は、ステップ６０において、標準的
なＦＦＴを使用してデトレンドされたデータのＰＳＤを計算する。次いで、ステ
ップ６２において、セグメントの長さを秒単位に分割することによってこのＰＳ
Ｄを正規化する（ステップ３３を参照のこと）。例えば、データ・ポイントの数
を１２８に選択したとすると、ＰＳＤをセグメントの持続時間である６４（すな
わち６４秒）で割る。これにより、パワーの単位がｍｓ2／Ｈｚになる。振幅ス
ペクトルを使用する場合は、当該正規化処理は不要であることに留意されたい。
【００５８】 図８Ｄにステップ５８または６２の結果が示されており、同図では横軸が周波
数（Ｈｚ）を表し、縦軸がパワー（ｍｓ2／Ｈｚ）を表している。図８Ｄに示す
ように、ＨＲＶは棒グラフの形で描かれており、角棒は、「ビン」を含む周波数
のそれぞれの狭帯域内のＨＲＶ信号に含まれるパワーを表している。参照の便宜
上、各ビンには論理的に連続番号が付されており、最も左側のビン１から最も右
側のビン６４まで続き、それぞれのビンは周波数に対応している。ステップ６４
では、一組のユーザ選択システム制御変数を調べてビンの範囲を選択し、そこか
ら最大の局部ピークを選択することになる。所望のピークが一定の周波数範囲に
入ることが期待できるため、ＰＳＤ全体を検討することは必要でも合理的でもな
い。一実施形態によれば、開始検索ビンは変数「検索ビン開始」（ＳＢＳ）によ
って選択され、終了検索ビンは変数「検索ビン終了」（ＳＢＥ）によって選択さ
れる。図８Ｄに示された例では、ＳＢＳは３に等しく、ＳＢＥは１８に等しく、
ビン３、４、５、．．．、１８の検索範囲を含む。
【００５９】 ステップ６６（図７Ｃ）では、ステップ６４で選択されたビン範囲内において
、各々が最高のパワー・レベルを有する単一のビン、すなわちそれぞれのピーク
の下のビンによって表される、ＨＲＶスペクトルにおけるすべての局部ピークに
対して検索を行う。次に、ビン範囲内で最大ピークを表すビンを選択する。図８
Ｄに示した例では、ビン３からビン１８のビン範囲内に３つのピークが存在する
。最大ピークはビン５のところに位置する。最初の、そして最大絶対値のピーク
はビン２によって表されるため、ビン３はピークを表さないものと見なされるこ
とに留意されたい。
【００６０】 選択されたビン範囲内の最大ピークを決定したら、ＰＳＤにおける全エネルギ
ーに関連する同調エリア内の波のエネルギーを示す同調パラメータ（ＥＰ）を計
算する。ステップ６６において、ＥＰを計算するために、一組のユーザ選定変数
、すなわちピーク・ビンの左側のビンの数を定めるＰ１、およびピーク・ビンの
右側のビンの数を定めるＰ２からピークの「幅」を求める。非対称的分布を所望
する場合はＰ１とＰ２が異なることに留意されたい。次いでステップ６８におい
て、ピークの総エネルギー、すなわちＰｓｕｍを、当該範囲［（ピーク−Ｐ１）
、（ピーク＋Ｐ２）］内のすべてのビンのパワー値の合計として算出する。
【００６１】 次いで、ステップ７０において、ピーク・パルスより下の全パワー（Ｐｂｅｌ
ｏｗ）を計算する。一組のユーザ選定変数、すなわちＢ１およびＢ２によって該
当範囲を求める。Ｐｂｅｌｏｗの値は、当該範囲［Ｂ１、Ｂ２］内のすべてのビ
ンのパワー値の総計である。同様に、ステップ７２において、一組のユーザ選定
変数、すなわちＡ１およびＡ２によって求められた該当範囲内で、ピークより上
の全パワー（Ｐａｂｏｖｅ）を計算する。Ｐａｂｏｖｅの値は、当該範囲［Ａ１
、Ａ２］におけるすべてのビンのパワー値の総計である。これは、図８Ｅに明確
に示されている。最後に、ステップ７４において、以下の式に従ってＥＰを計算
する。 ＥＰ＝（Ｐｓｕｍ／Ｐｂｅｌｏｗ）*（Ｐｓｕｍ／Ｐａｂｏｖｅ）
【００６２】 次いで、ステップ７６において、複数のユーザ選定同調レベルしきい値に従っ
てＥＰ値に「得点をつける」。例えば、各々がＥＰのそれぞれの値を表す２つの
変数であるＮＬＴ１およびＮＬＴ２のみを使用して、同調の３つの段階を便宜的
に定めることができる。当該実施形態では、ＮＬＴ１以下のＥＰについては、被
験者は実質的な同調に達していないと見なすことができ、その被験者に「０」の
スコアが与えられる。ＮＬＴ１以上ＮＬＴ２以下のＥＰについては、被験者は軽
度の同調に達したものと見なされ、「１」のスコアが与えられる。ＮＬＴ２以上
のＥＰについては、被験者は十分な同調に達したものと見なされ、「２」のスコ
アが与えられる。もちろん、他の基準を用いて、達成された同調レベルを判断し
てもよい。
【００６３】 概して、ピーク・パルスが全パワーの非常に大きな部分を含むときに最大限の
同調が達成される。図８Ｆには特に高いＥＰが示されており、この場合はＰｂｅ
ｌｏｗとＰａｂｏｖｅの両方に比べて、Ｐｓｕｍが大きい。これは、この小さな
周波数の集合にほとんどのパワーが集中していることを示す。したがって、ＥＰ
は、パワーの大部分が、選択された比較的狭い周波数ビンの範囲内に集中する状
態にウェートを置く傾向がある。一方、周波数ビンのより広い範囲に対して分布
した高レベルのパワーの集中度を反映する代替的な計算法を工夫することも確か
に可能である。
【００６４】 ステップ７８において、最近計算されたスコアを記録し、累積スコアと呼ばれ
る以前の履歴スコアに基づいて累積スコアを計算する。ステップ３６において、
システム出力としてユーザに提示するための実際のＥＰ結果および累積スコアを
作成する。この作成にはステップ７６および７８のようなステップが必要とされ
る。
【００６５】 判断ステップ８０において、ユーザがこの情報を単にコンピュータの状態画面
上に、図６の例を介して示される形式のような表示形式で出力することを望んで
いるかどうかを判断する。本発明の好ましい実施形態では、ユーザは、図１０に
示された気球ゲームの如きゲームをこの情報にコントロールさせるよう選択する
ことができる。ユーザがそのように選択する場合は、判断ステップ８０において
、ＥＰを様々なしきい値レベルと比較し、それに応じてＥＰにＥＰスコアを割り
当てる。
【００６６】 一実施形態によれば、ＥＰに対して、｛０、１、２｝の集合から選択したスコ
アを割り当てる。スコア値は以下のような意味をもつ。
【表１】 一実施形態によれば、レベル１を０．９に設定し、レベル２を７．０に設定して
、簡便な分布を与える。本実施形態を実施するコンピュータ・プログラムでは、
これらのレベルは浮動小数点値として与えられる。代替的な実施形態では追加的
なレベルを用いたり、または２つのレベルを用いてもよい。
【００６７】 ユーザが非静止形式を選択する場合は、処理を図７Ｄのステップ８４まで続行
させ、ＥＰおよびＥＰスコア値の履歴情報に基づいて、累積スコアである「Ａス
コア」を計算する。次いで、スコア値および前のスコア値（プレスコア）に基づ
いてＡスコアを計算する。この計算は、以下のスキームに従って行われる。
【表２】 一実施形態によれば、Ａスコアは｛０、１、２、．．．、１００｝の範囲の値を
有するが、代替的な実施形態では代替的な値の範囲を有してもよい。上記のスキ
ームは変倍した応答をＥＰに与え、Ａスコアは、中程度の同調にとどまっている
間は徐々に増加するが、高度な同調にとどまっている間は急激に増加する。同様
にこのスキームは低度な同調にとどまっている間は急激に減少する。
【００６８】 次いで、Ａスコア情報を使用して図式表示を行うことができる。図７Ｄに示さ
れた一実施形態は、判断ダイアモンド８４において、Ａスコアi-1に対するＡス
コアiの値の判断を開始する。ＡスコアiはＡスコアの現行の計算値であり、Ａス
コアi-1はＡスコアの以前の計算値である。
【００６９】 ＡスコアiがＡスコアi-1に等しい場合は、図的表示に変化をもたらすことなく
処理をステップ３８に戻す。代替的な実施形態では、この情報を表示に提供する
追加的なステップを含んでいてもよいことに留意されたい。ＡスコアiがＡスコ
アi-1より大きい場合は、処理を判断ダイアモンド８６まで続行させて、Ａスコ
アiがＡスコアmax値に達したかどうかを判断する。一実施形態によれば、Ａスコ
アmaxは１００に等しい。ＡスコアiがＡスコアmaxより小さい場合は、処理をス
テップ８８まで続行させる。ステップ８８において、図的要素がゴールに向かっ
て移動する。一実施形態では、当該図的要素は気球であり、移動は垂直に空中上
昇するものである。代替的な実施形態では、当該図的要素は虹であり、その虹は
色を塗りつぶして金の壺になる。虹が金の壺になると、その壺はコインで一杯に
なり、あふれることになる。他の実施形態では、平和なシーンが色やディテール
で徐々に塗りつぶされる。代替的な実施形態では、他のシーン、アイコンまたは
イメージを含んでいてもよく、さらには克服すべき障害または到達すべき様々な
段階を含んでいてもよい。次いで、処理をステップ３８に戻す。
【００７０】 引き続き図７Ｄで、ＡスコアiがＡスコアmaxより大きい場合は、図的表示に一
切変化をもたらすことなく処理をステップ３８に戻す。代替的な実施形態では、
この情報を表示に提供する追加的なステップを含んでいてもよいことに留意され
たい。
【００７１】 図７Ｄのステップ８４に戻ると、ＡスコアiがＡスコアi-1より小さい場合は、
処理を判断ダイアモンド９０まで続行させて、ＡスコアiがＡスコアmin値に到達
したかどうかを判断する。一実施形態によれば、Ａスコアminは０に等しい。Ａ
スコアiがＡスコアminより大きい場合は、処理をステップ９２まで続行させる。
ステップ９２において、図的要素がゴールから移動する。当該図的要素が気球で
ある一実施形態では、当該移動は、地面に向かって垂直降下することである。当
該図的要素が虹である代替的な実施形態では、虹が色を失って金の壺から分離す
る。その金の壺が金貨を含む場合は、これらの金貨は取り除かれる。平和なシー
ンが表示される他の実施形態では、色およびディテールが表示から徐々に除かれ
ていく。代替的な実施形態では、他のシーン、アイコンまたはイメージを含んで
いてもよく、さらには克服すべき障害または到達すべき様々な段階を含んでいて
もよい。次いで、処理をステップ３８に戻す。
【００７２】 判断ダイアモンド９０において、スコアiがスコアminより小さい場合は、図的
表示に一切変化をもたらすことなく、処理をステップ３８まで続行させる。代替
的な実施形態では、この情報を表示に提供する追加的なステップを含んでいても
よいことに留意されたい。
【００７３】 代替的な実施形態では、気球図のような図的要素を、そのままＥＰスコアに基
づいて上昇させるなどの適切な方法で操作できることに留意されたい。図１０に
示すように、空に向かって上昇する熱気球を示し、同調の状態を示唆する。以下
に論述するように、シーンの背景は、当該シーンに向かって水平に配置された様
々な障害物を伴う草原を含む。気球は、それぞれの障害物を避けるために様々な
高度を超えて上昇しなければならない。この表示は、同調の状態を視覚的に示す
とともに、同調の達成に対して視覚的な報酬を提供する。気球に対するコントロ
ールは、個人の情動的および／または精神的状態に対するコントロールを示す。
代替的な実施形態では、ＥＰスコア値が同調を反映するような特定の目標を達成
する他の図的シナリオを使用してもよい。
【００７４】 本発明によれば、当該方法は再帰的なものであり、周期的、例えば約５秒毎に
上記の様々なステップを実行する。一実施形態によれば、当該方法は、コンピュ
ータ可読媒体に格納または配信が可能なソフトウェア・プログラムの形で実施さ
れる。次いで、当該ソフトウェアをパーソナル・コンピュータ、またはハンドヘ
ルド・コンピューティング・デバイス、またはソフトウェア・プログラムを動作
させ、ユーザ情報を表示することが可能な任意の他の媒体上で動作させる。
【００７５】 （産業上の利用可能性） 本発明の代替的な実施形態による同調装置１００を図９に示す。この特定の実
施形態において、同調装置１００は、個人が彼らの同調を判断することを可能に
するハンドヘルド装置である。一実施形態において、同調装置１００は光体積変
動記録センサ１０２，データ処理システム１０４およびディスプレイ１０６を含
む。
【００７６】 一実施形態において、個人は、光体積変動記録センサ１０２を含む同調装置背
部２９に配置された什器のなかに指を入れる。光体積変動記録センサ１０２は、
その指を介して当該個人の心拍動を感知し、この心拍動情報をデータ処理システ
ム１０４に送る。データ処理システム１０４はこの心拍動データを収集および分
析し、個人の同調のレベルを判断する。次いで、個人の同調レベルに関する情報
を含む表示出力をデータ処理装置１０４によって生成し、ディスプレイ１０６上
に表示する。一形態では、個人の同調比に関する情報がディスプレイ１０６に表
示され、モードによりユーザは、彼らの低同調比、中同調比または高同調比を吟
味することができる。
【００７７】 代替的な実施形態では、センサ１０２は、ＥＣＧ電極を含むベストまたはスト
ラップを備える。個人はそのベストを着用し、次いでそれを同調装置１００のハ
ンドヘルド部に電気的に結合する。次いでそのベストまたはストラップを使用し
て個人の心拍動を感知し、心拍動情報をデータ処理システム１０４に送る。
【００７８】 本発明の代替実施形態に従って、同調装置１０により生成される表示形式２４
を図１０に示す。この特定の実施形態では、田園風景のなかを熱気球が浮動し、
個人の同調レベルに基づいて、気球が空へ向かって浮動するのに従って背景シー
ンがゆっくりとスクロールされる。個人が同調を維持しなければ、気球は地面に
落下する。図１０に示すように、飛行過程で煉瓦の壁または木のような障害物が
出現する。個人の同調レベルがこれらの障害物の１つをクリアするほど高くなけ
れば、気球がその障害物の高さを超える程度の高い同調レベルが達成されるまで
気球の飛行が妨げられる。計算された同調帯域は、高同調レベルおよび低同調レ
ベルに対する気球の上昇勾配を定める。
【００７９】 本発明の代替的な実施形態に従って同調装置１０により生成される代替的な表
示形式２６を図１１に示す。この特定の実施形態では、個人が同調の状態にある
ときに、虹が成長して壺になる。その虹の壺への成長は、個人が同調を維持して
いる間はスムースかつ安定しているが、個人が同調を維持しない場合は虹が停滞
する。虹が壺になると、個人が同調を維持する場合は、金貨が蓄積されて壺を一
杯にする。例えば、中程度の同調では壺に対して５秒毎に一枚のコインが加えら
れ、高度な同調では、壺に対して５秒毎に二枚のコインが加えられる。次いで、
選定された時間が終わった時点で、合計スコアが提示される。
【００８０】 本発明の代替的な実施形態に従って、同調装置１０によって生成される他の可
能な表示形式２８を図１２に示す。この特定の実施形態では、個人が同調を維持
するに従って、自然のシーンが時間とともに変化する。例えば、同調が保たれる
１０秒毎にシーンが変化する。同調が低い場合、または同調が維持されなくなっ
た場合は、シーンは変化しなくなる。
【００８１】 代替的な実施形態では、詳細情報、図的情報、グラフィック画像、動画および
音声画像を含む様々な表示形式を採用することができる。一実施形態によれば、
同調のレベルが音楽伝達システムのボリュームをコントロールする。これは、Ｅ
Ｐ値に基づいて実施することができ、ＥＰの増加とともにボリュームが大きくな
り、ＥＰの低下とともにボリュームが小さくなる。同調プロセスを向上させるた
めに特別に設計された音楽を使用することによって、当該システムを最適化する
ことができる。さらに、一実施形態において、音楽は同調レベルによってスタイ
ルを変化させる。加えて、音声コントローラは言語的なメッセージを提供するこ
とができる。
【００８２】 ゲーム機能とハンドヘルド・デバイスとを玩具の形で組み合わせることが可能
である。一実施形態では、結晶球が点灯し、同調が維持されるに従ってその輝き
を増す。同調レベルに到達するに従って、明かりの色が変化しうる。ここでもま
た、明かりの色は同調方法を最適化するように設計されている。当該結晶球は、
ハンドヘルド・デバイスであっても、または他の簡便なデバイスであってもよく
、さらには動程を高めることができるように電池稼働型および／またはポータブ
ルであってもよい。代替的な実施形態では、自動車、トラックおよび動物のよう
なラジオ・コントロール玩具の如き玩具設計および方法が用いられる。玩具の動
作は同調のレベルに基づく。他の実施形態では、ぬいぐるみの動物または玩具が
、同調のレベルに基づいて調和音や音楽を発する。
【００８３】 視覚的表示の実施形態としては、より高レベルの同調に到達するに従って溶解
して三次元画像のようなグラフィック画像を表す、ドットの連続的な背景を伴う
一実施形態が最初に挙げられる。同調がより低いレベルへと低下するにつれて、
再びドットが画面を埋めていく。
【００８４】 加えて、多様な結果を生み出す誘因として、様々なコンピュータ・ゲームに同
調レベルおよび／またはＥＰ値および／または累積スコアを用いることができる
。例えば、アクション・ゲームにおいて、ゲームが展開するに従って同調が新た
な冒険へのアクセスを誘発する。当該冒険は、同調のパターン、すなわち同調が
１つのレベルに維持されているか、またはレベル間で変動するか、または上昇す
るか、または上昇するかに応じて様々に展開する。キーボード入力とマウスおよ
び／またはジョイスティック動作を組み合わせてゲームを促進することが可能で
ある。一実施形態では、同調がある一定のレベルに達した場合にのみロックされ
た扉のロックが解除される。所定の長さの時間にわたって同調をそのレベルに維
持することが必要な場合もある。当該ゲームのオブジェクトとしては、宇宙空間
を移動する宇宙飛行船、ジャングルのなかの動物、軌道上のレーシング・カー、
またはゲームに適用可能な他のイメージを挙げることができる。
【００８５】 様々なイメージは、他のイメージよりも個人が同調を達成する上で有益である
。それらのイメージは、所定の視聴覚的律動に基づいて選択され、個人に特有で
あるとともに日毎に変化しうる。一実施形態において、スクリーンセーバは、所
定の視聴覚的律動を有する視覚的イメージを提供するとともに、個人が個人的嗜
好に基づいて選択するオプションを含む。スクリーンセーバ・プログラムにフィ
ードバックが提供される場合は、当該スクリーンセーバ・プログラムは個人に対
する効果を最適化するための調節を行うことができる。我々の研究は、同調を高
める傾向にあるいくつかの基準を示唆するものである。例えば、円、および端部
が丸みを帯びた形状または曲線は、短形の角張った、またはシャープな線を有す
る正方形よりも同調を高める傾向にある。加えて、イメージの動きは遅く、干渉
的かつ律動的であることが必要であり、移動は滑らかで、遅く、しかも流動的で
ある。色およびリズムは変動する必要があり、幻覚は、内方向と外方向に同時に
移動するものである。動きは、揺れまたは不規則な動きを伴うことなく、滑らか
に移動する必要がある。
【００８６】 本発明は、スポーツ家や運動選手、特にゴルフのクリティカル・ホールのよう
な高ストレス状態で競技を行う人たちにも適用可能である。それらのゲーム、デ
バイスおよび技術により、運動選手は同調に到達する訓練を行ってこの感情状態
に慣れるようになり、次には実際のゲームの中でより容易にその状態に到達して
成績を向上させることが可能になる。様々なゲームの実施形態をスポーツ愛好家
に向けて設計することができる。例えば、同調に到達するにつれて美しいゴルフ
・コースが見えてくる。他のゲームはクラブを振り、またはボールを打つゴルフ
ァーを含み、そこでは、ショットに先立ち飛球経路や距離が同調の度合いによっ
て決定される。一実施形態では、ゲームがスコアを記録し、同調されない場合は
、ボールがスタンドトラップまたは荒れ地または水たまりまたは他の危険地帯に
転がり込んでしまう。同調が長くなれば、ホール・イン・ワンまたは他の報償が
もたらされる。代替的な実施形態では、野球、バスケットボール、フットボール
および他のポピュラーなスポーツの如き他のスポーツに対する同様の方策を採用
することができる。
【００８７】 一実施形態では、自動車がシリコン・ヴァレにおいて交通渋滞で停滞しており
、同調に比例して進んでいく。その自動車の速度が速くなるにつれて、風景のあ
る場所に突き進む。これらのゲームはパーソナル・コンピュータまたは他の表示
デバイス上で操作することができ、あるいはポータブル・デバイス上で操作でき
ることに留意されたい。ストレスを減じ、生活のクオリティを高める同調の価値
は、毎日の日常生活の中で最も必要とされるため、ポータブル・デバイスは大い
に望ましい。例えば、仕事用デバイスは、計算器またはパーソナル・プランナー
と本発明を組み合わせて、ビジネスマンが、周囲の人に知られることなく仕事の
会議または交渉の場で当該デバイスを利用することを可能にする。一実施形態で
は、また、表示画面上でポインタを操作するために使用されるタッチパッドを使
用して心拍動データを監視する。複数の人によって利用されるデバイスをもつこ
とも可能である。仕事の会議またはスポーツ・イベントなどの活動を開始する前
に、各メンバーは所定の時間にわたって、所定の同調レベルに到達していなけれ
ばならない。その満足度は、特定の色の光または特定の音によって示される。
【００８８】 ハンドヘルド・デバイスは教育に適用することができ、その場合は、学生の脳
の神経網を訓練して、コヒーレント状態および同調状態のフィーリングに慣れさ
せる。一度培われると、これらの状態は、成人期を通じて発達して、情動的バラ
ンスおよび生理学的コヒーレンスの達成および維持に影響する。若年のユーザに
合わせて調整された使用が容易な形式を提供することにより、本発明は、コヒー
レントで同調された心臓律動を生み出す方法を習得するよう彼らを奨励するもの
である。漫画キャラクタ、動物およびポピュラーなイメージを動画化し、それら
が、同調に到達するための指示や成功に対する報償を提供するようにしてもよい
。
【００８９】 本発明は、医療業界や医療分野にも適用可能である。同調状態は、腺や器官の
消耗や疲労を減じることにより、効率的な生理学的状態を与え、同調状態を達成
および監視するこの方法は、非貫入的な予防医療技術である。我々の研究は、特
定の病理的症状を伴う個人に対して、身体がもつ健康で高機能の心臓律動を自己
生成するよう指導することによって、再生システムが活性化され、治癒が促進さ
れることを示唆するものである。当該用途に対する本発明の応用分野としては、
苦痛管理、血圧管理、不整脈の安定化、および糖尿病管理が挙げられる。
【００９０】 脳幹レベルでの心臓からの救心的入力は苦痛信号の機能を変調して、神経系か
ら脳へと移動することが研究によって示唆されている。同調のレベルが救心的入
力に比例することにより、心臓から脳への苦痛信号に対する妨害に影響を及ぼす
。苦痛を受けている被験者は本発明を利用して、苦痛を軽減する同調の状態に達
することができる。さらに、同調状態は、器官全体の血液の流れを能率的にする
とともに、高血圧の有害な効果を減じすることができる。一実施形態において、
ゲームは、動脈および主な血管を含む人体の視覚的イメージを含む。同調のレベ
ルが、身体の血液流のイメージをコントロールする。表示は、身体の内部機能を
示すとともに、同調およびコヒーレンスに比較して、ストレス時や感情が高まっ
ている時の心臓機能の具体的な相違点を示す。心臓の律動が同調されるに従って
血液流のイメージが変化して、エネルギーが効率的に使用されていることを示す
。
【００９１】 同調の状態を達成および維持することの追加的な利点は、自律神経系の効率的
な機能を含む。一実施形態では、神経系の電気信号の視覚的イメージを提供する
ゲームが使用される。人体システム全体を通じての脈動信号が表示され、被験者
からのセンサ検出に従って移動する。このゲームのゴールは、システムが効率的
に機能するようにイメージを変化させるとともに、すり減ったイメージまたはす
り切れたイメージを減少または除去することである。
【００９２】 我々の研究により、さらに、情動的自己管理および生理学的コヒーレンスは、
憂鬱症、不安および他の情動的ストレスを軽減し、また糖尿病患者の血糖コント
ロールを改善する上で有効であることが示された。加えて、同調状態を維持する
ことは、一般に、不安、一般的な憂鬱症および他の情動的障害を治療する上で有
益である。例えば、一実施形態は、休息に入る前に、本発明によって自律神経バ
ランスを監視するためのデバイスを提供する。これは、睡眠障害の治療に特に有
益であり、被験者が心臓律動をシフトさせることを可能にし、それによって睡眠
が促進される傾向にある。
【００９３】 加えて、本発明は衝動コントロールにも適用可能であり、食餌障害、立腹およ
び／または嗜癖を克服するのに役立つ訓練を提供する。我々の研究は、ストレス
管理および情動的自己管理を習得する上で本発明が有益であることを示唆するも
のである。一実施形態において、信号が心臓から脳へと移動する、神経系やホル
モン系の如き体内における他の系を示す視覚的表示が提供される。ここでは、こ
れらの信号の効果が明確に確認され、同調の状態を達成することによってコント
ロールすることができる。
【００９４】 本発明の様々な好ましい実施形態を例示の目的で開示してきたが請求項の範囲
に開示された本発明の範囲および趣旨から逸脱することなく、様々な改造、追加
および／または代用が可能であることを当業者なら理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】 より高度な器官の自律神経系（ＡＮＳ）の交感神経および副交感神経サブシス
テムが、どのように互いに心拍数変動（ＨＲＶ）に影響を及ぼすものと考えられ
るかを、高度に図表化された形式で説明した図である。
【図２】 本発明の一実施形態に従って測定されたＨＲＶのパワー・スペクトル分布（Ｐ
ＳＤ）を説明した図である。
【図３Ａ】〜
【図３Ｂ】 ４つの異なるＡＮＳ状態の各々について、固有時間領域ＨＲＶおよび対応する
ＰＳＤを説明した図である。
【図４Ａ】〜
【図４Ｃ】 ＡＮＳのバランスを改善するために特別に設計された情動的自己調節プロトコ
ルを被験者が意識的に実行する前後における被験者の時間領域ＨＲＶ、脈拍伝達
時間、呼吸数、および対応するＰＳＤを説明した図である。
【図５】 ＨＲＶを測定するとともに、既に説明したように、本発明の一実施形態による
自律神経バランス（ＡＢ）の向上の指標でもある同調度を計算するための装置を
説明した図である。
【図６】 本発明に従って測定されたＨＲＶと同調率とを同時に表示するための１つの形
式を説明した図である。
【図７Ａ】〜
【図７Ｅ】 本発明に従ってＡＢを計算するための方法をフローチャート形式で説明した図
である。
【図８Ａ】〜
【図８Ｆ】 図７Ａから７Ｅの方法のステップを説明した図である。
【図９】 ＡＢを計算するためのハンドヘルド装置を説明した図である。
【図１０】〜
【図１２】 本発明の一実施形態に従って測定された、達成されたレベルの同調の動画化視
覚表現を提供する図形表現の３つの異なるシーケンスを説明した図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 チルドレ，ドック・エル アメリカ合衆国・95006・カリフォルニア 州・ボルダー クリーク・キングス クリ ーク ロード・18500 (72)発明者 マックレイティ，ローリン・アイ アメリカ合衆国・95006・カリフォルニア 州・ボルダー クリーク・ウエスト パー ク アベニュ・14700 (72)発明者 アトキンソン，マイケル・エイ アメリカ合衆国・95006・カリフォルニア 州・ボルダー クリーク・キングス クリ ーク ロード・18500 Ｆターム(参考） 4C017 AA02 BC11

Claims (11)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被験者の心拍動をサンプリングし、 当該心拍動の心拍数変動（ＨＲＶ）を時間の関数（ＨＲＶ（ｔ））として測定
    し、 ＨＲＶ（ｔ）を周波数の関数（ＨＲＶ（ｆ））として表し、 ＨＲＶ（ｆ）における周波数の分布を測定し、 ＨＲＶ（ｆ）のピーク周波数を選択し、前記ピーク周波数におけるエネルギー
    （Ｅpeak）を測定し、 前記ピーク周波数より小さい周波数におけるエネルギー（Ｅbelow）および前
    記ピーク周波数より大きい周波数におけるエネルギー（Ｅabove）を測定し、 ＥbelowおよびＥaboveに対するＥpeakの比率を求め、 当該被験者に対し、第１の表示形式で、前記比率に関連する第１のパラメータ
    の表示を行うことを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】 当該比率がＥpeark／（Ｅbelow＊Ｅabove）であることを特
    徴とする請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】 当該第１のパラメータが同調パラメータ（ＥＰ）である請求
    項２に記載の方法。
  4. 【請求項４】 ＨＲＶ（ｔ）をデミーンおよびデトレンドするステップをさ
    らに有する請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 当該周波数分布測定ステップが、ＨＲＶ（ｆ）における周波
    数のパワー・スペクトル分布（ＰＳＤ）を測定するものである請求項２に記載の
    方法。
  6. 【請求項６】 当該方法は、ディスプレイを含むデータ処理システムで実施
    され、当該方法は、 当該比率に関連して、同調パラメータ（ＥＰ）を測定するステップと、 第１のＥＰ値に応じて、当該ディスプレイ上に第１の画像を提供するステップ
    と、 当該第１のＥＰ値とは異なる第２のＥＰ値に応じて、当該ディスプレイ上の当
    該第１の画像を変更するステップとを有する請求項１に記載の方法。
  7. 【請求項７】 当該第１の画像は第１の位置に図的要素を含み、 当該第２のＥＰ値が当該第１のＥＰ値より大きい場合には、当該図的要素は目
    標に向かって移動し、 当該第２のＥＰ値が当該第１のＥＰ値より小さい場合には、当該図的要素は目
    標から移動するである請求項６に記載の方法。
  8. 【請求項８】 請求項１の方法を実行するソフトウェア・プログラム。
  9. 【請求項９】 ＨＲＶをディジタル信号処理して、周波数に対応する複数の
    ビンを提供するステップと、 周波数の第１の所定範囲内のピークを選択するステップと、 当該ピークに対応するビンにおけるパワーを計算するステップと、 当該ピークに対応するビンの上のビンにおけるパワーを計算するステップとを
    有する請求項１に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 第１の所定時間にわたって被験者の心拍動をサンプリング
    するように構成されたサンプリング手段と、 表示部と、 当該サンプリング手段および表示部に結合された処理部であって、 当該第１の所定時間中における各心拍動の間隔を測定することによって、時
    間の関数としての心拍動の心拍数変動（ＨＲＶ）を測定し、 当該ＨＲＶの周波数分布であって、少なくとも１つのピークを有し、当該少
    なくとも１つのピークは第１の数の周波数を含む周波数分布を測定し、 当該ＨＲＶの当該周波数分布の第１のパラメータであって、当該少なくとも
    １つのピークの面積の当該周波数分布の残りの部分の面積に対する比率である第
    １のパラメータを計算し、 当該第１のパラメータを当該表示部に出力して当該被験者に対して表示する
    ように構成された処理部とを有することを特徴とする装置。
  11. 【請求項１１】 心拍数変動（ＨＲＶ）情報を受領するステップであって、
    当該ＨＲＶ情報は第１の所定時間中における被験者の各心拍動の時間間隔を含む
    ステップと、 当該ＨＲＶを周波数の関数として表すステップと、 第１の範囲の周波数に対する前記ＨＲＶにおけるパワーを測定するステップと
    、 前記第１の範囲の周波数におけるパワー・ピークを選択するステップと、 前記選択されたパワー・ピークにおけるパワーを第２の範囲の周波数に対する
    前記ＨＲＶにおけるパワーに関連づける第１のパラメータを計算するステップと
    、 当該第１のパラメータを当該被験者に対して表示するステップとを含む方法。
JP2000602338A 1999-03-02 2000-03-01 生理的コヒーレンスおよび自律神経バランスを促進するための方法および装置 Pending JP2002537911A (ja)

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