JPH08117198A

JPH08117198A - 生理状態判定方法及び装置

Info

Publication number: JPH08117198A
Application number: JP6260228A
Authority: JP
Inventors: Yoshihiro Noguchi; 義博野口
Original assignee: Isuzu Motors Ltd
Current assignee: Isuzu Motors Ltd
Priority date: 1994-10-25
Filing date: 1994-10-25
Publication date: 1996-05-14

Abstract

(57)【要約】【目的】心拍の間隔から生成した原心拍変動波形によ
り被験者の生理状態を判定する方法及び装置において、
原心拍変動波形中の高周波（ＨＦ）成分を正確に表すＨ
ＲＶ代用指標を求める。【構成】原心拍変動波形の３点を抽出してこの３点が
上昇と下降または下降と上昇のパターンを持つ度にカウ
ントして行き、単位時間又は単位心拍当たりのカウント
値を原心拍変動波形中の高周波成分の代用指標として被
験者の生理状態を判定する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は生理状態判定方法及び装
置に関し、特に心電図のＲ波（心室の収縮に対応する電
位変化、周波数とも高く検出が容易な電圧パルス）によ
る生理状態判定方法及び装置に関するものである。な
お、本発明は当然、心電図のＲ波の代用として脈波、心
音のピーク値等、心拍間隔を抽出し得るデータを用いる
場合にも適用可能なものである。

【０００２】心拍のＲ波間隔より生成した心拍変動波形
の周波数解析を行うことにより、心拍変動性指標（以
下、ＨＲＶと略称することがある）と呼ばれる指標を得
ることができる。

【０００３】このＨＲＶは、交感・副交感神経系の活動
水準を反映しており、その周波数成分中の低周波（Ｌ
Ｆ）成分（又はＭＷＳＡ成分と呼ばれる0.05〜0.15サイ
クル／ビートの周波数成分）、高周波（ＨＦ）成分（又
はＲＳＡ成分と呼ばれる0.15〜0.45サイクル／ビートの
周波数成分）のピークパワー値等を検討することで精神
的作業負荷、心的作業負荷、覚醒度、緊張度の定量化が
行える可能性が示唆されており、医学的に検討価値の高
い指標として知られている。

【０００４】即ち、ＬＦ成分とは交換神経系を反映する
血圧変動性の成分が低周波であることから重要となって
いる成分であり、そのパワーは精神的緊張の増大、起立
性の刺激（姿勢の変化）などにより増大するものとして
認識されている。また、ＨＦ成分とは呼吸変動性の成分
が高周波であることから称されるものであり、安静状態
や睡眠中に高い値を示し緊張度の増大により消失傾向に
向かうことが知られているものである。

【０００５】従って、被験者が安静状態に有るか否か、
言い換えれば覚醒度が低下しているか否かを判定できる
指標ＨＲＶにおけるＨＦ成分を正確に判定することが期
待されている。

【０００６】

【従来の技術】この様な指標ＨＲＶを求めるための従来
の方法及び装置について以下に説明する。

【０００７】先ず、図８に示すように人体２０に生体用
電極２１〜２３を張り付け、人体２０の心臓活動に対応
する皮膚表面の電位を交流アンプ２４により電極２１と
２３及び電極２２と２３の差電圧を求めて増幅し、出力
信号Ａ，ＢとしてそれぞれＡ／Ｄ変換器２５に送り、こ
こでディジタル信号に変換した後、それぞれ演算部２６
に与えることにより、出力信号Ａ−Ｂ間の電位差を心電
図として記録する。

【０００８】この様な心電図のＲ波が図９（１）に示さ
れており、演算部２６は、Ｒ波ピーク時点を検出し、同
図（２）に示すようにＲ波ピーク時点からＲ−Ｒ間隔
（以下、ＲＲＩと略称する）を計測する。例えば、同図
（１）に示すようにＲ波のピーク間隔ＲＲＩ１が０．８
秒であれば、同図（２）に示すようにその間隔ＲＲＩ１
を「０．８」とする。

【０００９】なお、以下、このＲＲＩ波形は心拍変動波
形と区別するため原心拍変動波形と称する。

【００１０】図１０には、このようなＲＲＩデータを用
いて分散を求めることによりＨＲＶの代用指標を算出す
るという従来例（例えば特開平3-272745号公報）の原理
が示されており、この分散を求める場合、同図（１）の
如くＲＲＩデータを集めた波形（図９（２）に対応する
もの）において拍数のサンプル点が多いと、分散が平均
値からの差の二乗和で表されるためＲＲＩの変動の平均
値（図ではＲＲＩのオーバーラインとして示されている
が、本明細書中では＊ＲＲＩとして示す）に低周波の変
動の影響が入り込み、ひいては分散結果にも混入してし
まう。

【００１１】これに対して、サンプル数が少ない場合、
ＲＲＩ波形の変動の平均値＊ＲＲＩが低周波の変動の影
響を受け難くなるため、図１０（２）に示す例では、３
拍（点）づつサンプルして、平均値＊ＲＲＩを求めてい
る。この従来例では他に、８拍サンプルの例も示されて
いる。

【００１２】この結果、同図（３）に示すように、あた
かもハイ・パス・フィルタを通した波形の分散を求めた
ものと同じ結果になることが示されている。

【００１３】そして、このような分散を求めた後、ＨＲ
ＶのＨＦ成分及びＬＦ成分に相当する数値的指標を算出
することができる。

【００１４】この数値的指標を用いれば、ＦＦＴ等複雑
な計算を要することなく、ＨＲＶを高い時間追従性で算
出することができるため、例えば運転者の覚醒度等をモ
ニターし、覚醒度低下等を警告する装置を構成すること
ができる。

【００１５】

【発明が解決しょうとする課題】しかしながら、実際に
観測される原心拍変動波形は、図１０に示したような単
純な波形ではなく非定常成分等を多分に含むため、同図
（３）に示すようなハイ・パス・フィルタを通した波形
の分散に相当する値が得られるとは限らない。

【００１６】即ち、図１１（１）に示すようなＨＦ成分
を多く含む波形の３点Ｒ１〜Ｒ３をサンプルしたときの
分散ＲＲＶ３１と、同図（２）に示すような線形的変動
が大きい全く異なった波形（これは例えば急激に心拍が
下がった状態を示す波形）の３点Ｌ１〜Ｌ３をサンプル
したときの分散ＲＲＶ３２とを比較すると、後者の方に
はＨＦ成分が無いにも関わらず前者より後者の方が大き
くなってしまう。

【００１７】図１２には、図１１に示した波形とこれか
ら求めた分散曲線とがシミュレーションによって示され
ており、図１１（１）に対応するＲＲＩ波形部分Ｖａの
分散はある程度大きな分散を示すが、同図（２）に対応
するＲＲＩ波形部分Ｖｂ〜Ｖｄのそれぞれの分散は極め
て大きくなっていることが分かる。

【００１８】また、図１３には、上記の従来例を用いた
ＨＲＶのＨＦ成分の代用指標を覚醒時と覚醒度が低下し
たときに求めた実験結果が脳波α波と併せて示されてお
り、同図（２）に顕著に示すようにα波が小さな緊張時
でもＨＦ成分が大きく覚醒度が低いと判定せざるを得な
い結果となる。

【００１９】このように従来例による手法、即ちＨＦ成
分の代用指標を少数のデータから算出した分散を基準に
算出する方法・装置を実車実路条件での心拍データに当
てはめた場合、その変化は被験者の生理状態変化と対応
せず、ほとんどランダムな変化を示すという問題点があ
った。

【００２０】従って本発明は、心拍の間隔から生成した
原心拍変動波形により被験者の生理状態を判定する方法
及び装置において、原心拍変動波形中の高周波（ＨＦ）
成分を正確に表すＨＲＶ代用指標を求めることを目的と
する。

【００２１】

【課題を解決するための手段及び作用】〔１〕本発明方法：図１には拍数の時系列に対応したＲ
ＲＩ波形が示されており、このうち波形ＡはＨＦ成分の
多い波形を示しており、波形ＢはＨＦ成分の少ない波形
を示している。

【００２２】このようなＲＲＩ波形を見ると、例えばＨ
Ｆ成分の多い波形Ａにおいては、「長くなる→短くな
る」というパターンの出現回数は９回であり、ＨＦ成分
の少ない波形Ｂにおいては同じ「長くなる→短くなる」
というパターンの出現回数は１となる。

【００２３】このようにＲＲＩ波形に含まれるＨＦ成分
は、殆どの場合、心拍一拍毎に心拍間隔が「長くなる→
短くなる→長くなる→短くなる」の繰り返しであり、Ｈ
Ｆ成分の周期がやや長くなった場合でも、そのパターン
は「長くなる→長くなる→短くなる→長くなる」などの
パターンであり、必ず「長くなる→短くなる」または
「短くなる→長くなる」のパターンが含まれることにな
る。

【００２４】したがって、ＲＲＩ波形にＨＦ成分が多く
含まれる場合には、ＨＦ成分が含まれない場合に比較し
て「長くなる→短くなる」または「短くなる→長くな
る」というパターンの出現頻度が大きくなる。

【００２５】本発明ではこの点に着目し、ＨＦ成分の代
用指標を心拍間隔が「長くなる→短くなる」または「短
くなる→長くなる」のパターンが単位時間（又は単位心
拍）当たりの心拍変動波形にどの程度の頻度で出現する
かをカウントすること（以下、ＨＦパターン頻度と称す
る場合がある）でＲＲＩ波形中に含まれるＨＲＶ−ＨＦ
成分の代用指標を得ている。

【００２６】すなわち、ＲＲＩ波形の３点を抽出してこ
の３点が上昇と下降または下降と上昇のパターンを持つ
毎にカウントしていき、このカウント値の単位時間又は
単位心拍当たりの値をＲＲＩ波形中のＨＦ成分の代用指
標として被験者の生理状態を判定するようにしている。

【００２７】上記の場合、上昇の値及び下降の値が所定
値を越えているときのみカウントを行うようにしてもよ
い。

【００２８】〔２〕本発明装置：上記の方法を実現する
本発明に係る生体情報判定装置としては、心電図ピック
アップと、該ピックアップの出力信号を所定の周波数帯
域について増幅する増幅器と、該増幅器の出力信号をデ
ィジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、該ディジタル
信号による心拍の間隔を求めて原心拍変動波形を生成す
ると共に該原心拍変動波形の３点を抽出して該３点が上
昇と下降又は下降と上昇のパターンを持つ毎にカウント
して行き、単位時間当たりの該カウント値を該原心拍変
動波形中の高周波成分の代用指標として生成する演算部
と、を備えている。

【００２９】この場合、演算部は、上記の上昇の値及び
下降の値が所定値を越えているときのみカウントを行う
ものとすることができる。

【００３０】この場合、演算部は、該ディジタル信号に
よる心拍の間隔を求めて原心拍変動波形を生成する波形
生成部と、該原心拍変動波形から低周波数成分を除去す
るためのハイ・パス・フィルタと、該フィルタの出力信
号の正極性成分及び負極性成分をそれぞれ抽出するため
の第１及び第２の整流器と、該第２の整流器の出力を反
転するための反転回路と、該反転回路の時間遅延分だけ
該第１の整流器の出力を遅延させるための遅延回路と、
該遅延回路及び反転回路の各出力が所定値を越えている
ときのみ所定の出力を発生する判定回路と、該判定回路
の出力を積分して該原心拍変動波形中の高周波成分の代
用指標として出力する積分器と、該積分器に積分時間を
与えるための時間計測器と、で構成することができる。

【００３１】また上記の演算部における波形生成部とハ
イ・パス・フィルタと第１及び第２の整流器とを共通に
有すると共に、さらに該第１の整流器の出力を積分する
第１の積分器と、該第２の整流器の出力を反転するため
の反転回路と、該反転回路の出力を積分する第２の積分
器と、各積分器に積分時間を与えるための時間計測器
と、各積分器の出力を比較して心拍の上昇傾向又は下降
傾向を示す出力を発生する比較器と、該比較器の比較結
果により第１又は第２の表示器を付勢する制御器とで構
成すると、心拍の上昇傾向又は下降傾向が分かることと
なる。

【００３２】

【実施例】図２は本発明に係る生理状態判定装置の一実
施例を示したもので、基本的には図８に示した装置構成
と同様に、交流アンプ部２４とＡ／Ｄ変換部２５と演算
部２６とで構成されており、交流アンプ部２４の入力信
号は図示していないが人体に張り付けた生体用電極から
得ている。

【００３３】そしてこの実施例では、交流アンプ部２４
を作動入力アンプ１とバンドパスフィルタ２との直列回
路で構成しており、バンドパスフィルタ２はＲ波のみを
抽出するために８〜１８Hzの通過帯域に設定されてい
る。

【００３４】また、Ａ／Ｄ変換部２５はバンドパスフィ
ルタ２に接続されたアンプ３とサンプルホールド回路４
とＡ／Ｄ変換器５とバッファメモリ６との直列回路で構
成されている。

【００３５】更に、演算部２６はバッファメモリ６に接
続されたデータバス７に相互接続されたＲＡＭ８と演算
アルゴリズム用ＲＯＭ９とＣＰＵ１０とこれらＲＡＭ８
及びＣＰＵ１０と接続されてＣＰＵ１０を経由せずにＲ
ＡＭ８にデータを格納させる為のＤＭＡコントローラ１
１と、ＣＰＵ１０及びＤＭＡコントローラ１１に一定の
クロック信号を与えるための水晶発振回路１２とで構成
されている。

【００３６】尚、Ａ／Ｄ変換部２５には水晶発振回路１
２からのクロック信号を分周してＡ／Ｄ変換器５に与え
るための分周器１３が設けられており、ＤＭＡコントロ
ーラ１１はサンプルホールド回路４及びＡ／Ｄ変換器５
をも制御するようになっている。

【００３７】図３は図２に示したＣＰＵ１０における演
算処理手順であって上記の本発明方法・装置に対応した
実施例（その１）を示したもので、以下、この図３を参
照して図２の実施例の動作を説明する。

【００３８】まず、心電図ピックアップからの出力信号
は交流アンプ部２４において差動入力アンプ１で増幅さ
れると共にバンドパスフィルタ２でＲ波のみが取り出さ
れる。

【００３９】このＲ波はＡ／Ｄ変換部２５においてアン
プ３で増幅された後、ＤＭＡコントローラ１１の制御下
のサンプルホールド回路４によりサンプルホールドされ
てＡ／Ｄ変換器５によりディジタル信号に変換され、バ
ッファメモリ６からデータバス７を介してＣＰＵ１０に
取り込まれる。

【００４０】ＣＰＵ１０では処理を開始するとＲ波形デ
ータを読み込み（ステップＳ１）、そのＲ波時刻を検出
する（ステップＳ２）。

【００４１】この様にして求めたＲ波時刻より図１に示
すような原心拍変動波形（ＲＲＩ波形）を算出する（ス
テップＳ３）。

【００４２】このようにＲ波間隔を抽出したのち、デー
タＲＲＩｎ（ｎは判定に必要な心拍数）をＲＡＭ８に格
納する（ステップＳ４）とともに、下記の演算に用いる
サンプル回数ｉの初期値を“１”に設定する（ステップ
Ｓ５）。

【００４３】そして、ｉ＞ｎであるか否かを判定し（ス
テップＳ６）、最初はｉ＞ｎであるので、ステップＳ７
に進んで隣接する同士のデータＲＲＩｉとＲＲＩ（ｉ＋
１）を比較し、ＲＲＩｉ≧ＲＲＩ（ｉ＋１）のとき（Ｎ
ｏ）には処理結果データＤＲＲＩｉを“０”としてＲＡ
Ｍ８に格納し（ステップＳ８）、ｉを“１”だけ増加し
て（ステップＳ９）、ステップＳ６に戻る。

【００４４】そして再び、ｉ＞ｎであるとしたとき、ス
テップＳ７においてＲＲＩｉとＲＲＩ（ｉ＋１）とを比
較し、ここで、ＲＲＩｉ＜ＲＲＩ（ｉ＋１）であること
が判明したとき（Ｙｅｓ）には、さらにステップＳ１０
においてさらに隣接するＲＲＩデータ同士を比較する。

【００４５】この結果、ＲＲＩ（ｉ＋１）≦ＲＲＩ（ｉ
＋２）であることが判ったとき（Ｎｏ）には、同様にス
テップＳ８及びＳ９を経てステップＳ６に戻るが、ＲＲ
Ｉ（ｉ＋１）＞ＲＲＩ（ｉ＋２）であることが判ったと
き（Ｙｅｓ）には、処理結果データＤＲＲＩｉを“１”
としてＲＡＭ８に格納する（ステップＳ１１）。

【００４６】このようにして、ステップＳ６〜Ｓ１１を
繰り返すことにより、ｉが所定の時間または所定の心拍
数に対応したｎを越えたとき（ｉ＞ｎ）には、ＲＡＭ８
に格納した値、即ちカウント値であるＤＲＲＩｉの加算
値をｎで割り算することにより、単位時間又は単位心拍
当たりのカウント値を算出することができる（ステップ
Ｓ１２）。

【００４７】このようにして、単位時間又は単位心拍当
たりのカウント値を得ることにより、ＲＲＩ波形にどの
程度の頻度でＨＦパターンが出現するかを示すことがで
き、ＨＦ成分の代用指標とすることができる。

【００４８】図４は図２に示したＣＰＵ１０における演
算処理手順であって上記の本発明方法・装置に対応した
実施例（その２）を示したもので、図中、図３と同一ス
テップには同一符号が示されており、この実施例では特
に上記の図３の実施例において「長くなる→短くなる」
のパターンに当てはまらなかった場合に逆パターンであ
る「短くなる→長くなる」にも当てはまらないか否かを
確認するためにステップＳ１３及びステップＳ１４を付
加したフローチャートとなっている。

【００４９】すなわち、ステップＳ７またはステップＳ
１０において判定結果が“Ｎｏ”であったときにはステ
ップＳ８に進む前に、まずステップＳ１３においてＲＲ
Ｉｉ＞ＲＲＩ（ｉ＋１）であった場合（Ｙｅｓ）にはＲ
ＲＩが下降していることを示しているのでステップＳ８
に進まずにステップＳ１４に進み、さらにこのステップ
Ｓ１４において次の隣接するＲＲＩデータ同士を比較
し、ＲＲＩ（ｉ＋１）＜ＲＲＩ（ｉ＋２）であることが
判ったとき（Ｙｅｓ）には「短くなる→長くなる」とい
うパターンに当てはまるのでステップＳ８には行かずに
ステップＳ１１に進んで処理結果データＤＲＲＩｉを
“１”としてＲＡＭ８に格納するようにしている（ステ
ップＳ１１）。

【００５０】このようにして、この図４の実施例では、
「長くなる→短くなる」をステップＳ７及びステップＳ
１０により判定し、その逆パターンである「短くなる→
長くなる」をステップＳ１３及びＳ１４によって判定
し、いずれかのパターンの単位時間または単位心拍当た
りのカウント値を求め、ＨＦ成分の代用指標を求めるこ
とができる。

【００５１】図５は図２に示したＣＰＵにおける演算処
理手段であって上記の本発明方法・装置に対応した実施
例（その３）を示したもので、図中、図３及び図４と同
一のステップには同一の符号が付されている。

【００５２】この実施例では、上記の図３または図４の
実施例において誤差要因（ノイズ）により非常に微小な
レベルでＨＦパターンが出現した場合でもＨＦ成分パタ
ーンがあると判定してしまうという欠点を無くすため、
新たにステップＳ１５〜Ｓ１７を付加している。

【００５３】すなわち、上記に述べたステップＳ５でｉ
の初期値を“１”に設定したのち、ステップＳ１５にお
いて判定値ｋを設定しておく。

【００５４】そして、上記の実施例と同様にステップＳ
７及びステップＳ１０での判定を行ったのちにステップ
Ｓ１１に進む前にまずステップＳ１６において、隣接し
たＲＲＩデータ同士の差が上記の判定値ｋ以上であるか
否かを判定するため、ＲＲＩ（ｉ＋１）−ＲＲＩｉ≧ｋ
であるか否かを判定し、その判定結果が“Ｎｏ”であっ
た場合にはステップＳ８に進むが、判定結果が“Ｙｅ
ｓ”であったときには、更に隣接するＲＲＩデータ同士
を比較するため、ステップＳ１７において、ＲＲＩ（ｉ
＋１）−ＲＲＩ（ｉ＋２）≧ｋであるか否かを判定す
る。

【００５５】この結果、“Ｎｏ”であったときにはステ
ップＳ８に進が、“Ｙｅｓ”であったときにはステップ
Ｓ１１に進んで処理結果データＤＲＲＩｉを“１”にし
てＲＡＭ８に格納する。

【００５６】このようにして、パターン判定の際、パタ
ーン有りと判定された場合でもそのパターンにより構成
される波形の大きさを求め、その波形の大きさが判定値
ｋより小さい場合には誤差によるものである可能性が高
いと判断してＨＦパターンが無かった場合と同じ判定を
行い、判定値ｋより大きい場合にのみＨＦパターン有り
と判断し、より妥当性の高いＨＦ成分の代用指標を得る
ことができる。

【００５７】なお、この実施例においても図４の実施例
と同様に「長くなる→短くなる」の他に逆パターンであ
る「短くなる→長くなる」についても適用することがで
きることは言うまでもない。

【００５８】上記の実施例では、ＣＰＵ１０によるソフ
トウェア処理によりＨＦ成分の代用指標を算出している
が、ＲＡＭ８、ＲＯＭ９、ＣＰＵ１０、及びＤＭＡコン
トローラ１１の代わりにハードウェア構成を用いても実
現することができる。

【００５９】図６は図５に示した演算処理例（その３）
を実現するためのハードウエア構成例を示したもので、
この実施例では演算部２６は、Ａ／Ｄ変換器５からのデ
ィジタル信号による心拍の間隔を求めて原心拍変動波形
を生成する波形生成部３１と、この原心拍変動波形から
低周波数成分を除去するためのハイ・パス・フィルタ
（ＨＰＦ）３２と、ハイ・パス・フィルタ３２の出力信
号のうちの正極性成分Ｌのみを取り出すための整流器
（半波整流器）３３と、ハイ・パス・フィルタ３３の出
力信号の負極性成分Ｕのみを取り出すための整流器（半
波整流器）３４と、整流器３３の出力信号Ｌを一定時間
遅延させるための遅延回路３５と、整流器３４の出力信
号Ｕの極性を反転させるための反転回路３６と、遅延回
路３５の出力信号Ｌ’と反転回路３６の出力信号Ｕ’と
を入力して出力信号Ｌ’及びＵ’が共に設定された電圧
値以上であれば出力を発生する判定回路３７と、この判
定回路３７の出力信号を積分するための積分器３８と、
この積分器３８に積分時間を与えるための時間計測器３
９とで構成されている。

【００６０】このような本発明装置の実施例において
は、原心拍変動波形生成部３１からの出力信号はハイ・
パス・フィルタ３２によって低周波成分が取り除かれ整
流器３３及び３４によってそれぞれ正極性成分Ｌと負極
性成分Ｕとに分離されたのち、正極性成分Ｌは反転回路
３６によって生ずる遅延時間だけ遅延回路３５によって
遅延された信号Ｌ’を出力するとともに、反転回路３６
では整流器３４の負極性成分Ｕを反転させた信号Ｕ’を
出力して判定回路３７に出力信号Ｌ’とともに与えてい
る。

【００６１】従って判定回路３７では、図５に示した演
算処理例に対応して、出力信号Ｌ’とＵ’のそれぞれの
平均電圧が同時に判定値ｋ以上であれば、図５に示した
ステップＳ１６及びＳ１７をともに“Ｙｅｓ”の判定結
果にすることになるので、この判定結果を積分器３８で
時間計測器３９による一定時間間隔で計測すれば、単位
時間または単位心拍当たりのＨＦパターンの出現頻度を
判定することが可能となる。

【００６２】ここで、図６に示した本発明装置の実施例
（その１）で得られるＨＦ成分は、心拍数の高さ（心拍
間隔の短さ）自体や心拍が上昇傾向であるか下降傾向で
あるか等の局面により大きく影響される。

【００６３】従って、より精度の高い生理状態の判定の
ためには、心拍数自体や心拍が上昇傾向であるか下降傾
向にあるか等のパラメータを同時に検討することが望ま
しい。

【００６４】図７は心拍数自体や心拍の上昇傾向又は下
降傾向を検出するために図６に示した本発明装置の実施
例（その１）を変形した実施例を示したもので、この実
施例では、図６の実施例において、整流器３３の出力信
号を直接積分器４１に与え、反転回路３６の出力信号を
積分値４２に与えるとともに、これらの積分器４１，４
２に時間計測器４３からの積分期間信号を与えている。

【００６５】また、積分器４１の出力信号Ｌと積分器４
２の出力信号Ｕとを比較器４４に与え、この比較器４４
ではＵ＞Ｌであれば、制御器４５を介して表示器４６に
電圧印加し、そうでない場合には表示器４７に電圧印加
するようにしている。

【００６６】すなわち、この実施例においては、心拍間
隔ＲＲＩが減少傾向（心拍数上昇）にあるときは出力信
号Ｕが増加し、心拍間隔ＲＲＩが増加傾向（心拍数下
降）にあるときには出力信号Ｌが増加するので、比較器
４４においてこれらの比または差などを用いることで心
拍の増加または減少傾向を表示器４６，４７により表示
することが可能となる。

【００６７】

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る生理
状態判定方法及び装置によれば、原心拍変動波形の３点
を抽出してこの３点が上昇と下降または下降と上昇のパ
ターンを持つ度にカウントして行き、単位時間又は単位
心拍当たりのカウント値を原心拍変動波形中の高周波成
分の代用指標として被験者の生理状態を判定するように
構成したので、算出する３点をａ，ｂ，ｃとした場合、
ａ＜ｂを判定する、ｂ＞ｃを判定する、及び且
つであれば“１”を出力し、そうでない場合には
“０”を出力することとなり、スペクトル推定手法や分
散等を用いた方法・装置に比較して非常に単純な処理と
なり且つより妥当性のあるＨＲＶのＨＦ成分代用指標を
得ることができる。

【００６８】また、装置の構成も非常に簡略化し安価に
することができるとともに、装置の機械的信頼性も向上
することとなる。

【００６９】さらには、本発明では単位時間当たりのＨ
Ｆパターン変動を用いているので、覚醒度、緊張度等を
判定する装置を構成することができ、この際の判定基準
値はパターン頻度の増加率のみでよいため装置を単純化
し安価に実現することができる。

【００７０】さらには、本発明の応用により心拍数の上
昇・下降傾向を簡単に検出する装置を構成することがで
き、運動時の心拍傾向のモニタ等バイオフィードバック
の可能な装置を構成することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る生理状態判定方法及び装置の作用
原理を説明するための図である。

【図２】本発明に係る生理状態判定装置の共通実施例を
示したブロック図である。

【図３】本発明に係る生理状態判定方法及び装置の演算
処理例（その１）を示したフハイチャート図である。

【図４】本発明に係る生理状態判定方法及び装置の演算
処理例（その２）を示したフハイチャート図である。

【図５】本発明に係る生理状態判定方法及び装置の演算
処理例（その３）を示したフハイチャート図である。

【図６】本発明に係る生理状態判定装置の実施例（その
１）を示したブロック図である。

【図７】図６の実施例の変形例を示したブロック図であ
る。

【図８】一般的な生理状態判定装置としての測定系を示
したブロック図である。

【図９】従来の心拍変動波形生成手順を示した波形図で
ある。

【図１０】従来例の原理を説明するためのグラフ図であ
る。

【図１１】従来例の問題点を説明するための原心拍変動
波形の拡大図である。

【図１２】従来例の問題点を説明するためのＲＲＩ波形
及び分散値を示したグラフ図である。

【図１３】従来例による覚醒時と覚醒低下時のＨＦ成分
特性を示したグラフ図である。

【符号の説明】２０人体２１〜２３生体用電極２４交流アンプ２５ＡＤ変換部２６演算部８ＲＡＭ９ＲＯＭ１０ＣＰＵ３１原心拍変動波形生成部３２ハイ・パス・フィルタ３３，３４整流器３５遅延回路３６反転回路３７判定回路３８，４１，４２積分器３９，４３時計計測器４４比較器４５制御器４６，４７表示器図中、同一符号は同一または相当部分を示す。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】心拍の間隔から生成した原心拍変動波形
により被験者の生理状態を判定する方法において、該原心拍変動波形の３点を抽出して該３点が上昇と下降
又は下降と上昇のパターンを持つ毎にカウントして行
き、単位時間又は単位心拍当たりの該カウント値を該原
心拍変動波形中の高周波成分の代用指標として被験者の
生理状態を判定することを特徴とした方法。
【請求項２】該上昇の値及び下降の値が所定値を越え
ているときのみカウントを行うことを特徴とした請求項
１に記載の生理状態判定方法。
【請求項３】心拍ピックアップと、該ピックアップの
出力信号を所定の周波数帯域について増幅する増幅器
と、該増幅器の出力信号をディジタル信号に変換するＡ
／Ｄ変換器と、該ディジタル信号による心拍の間隔を求
めて原心拍変動波形を生成すると共に該原心拍変動波形
の３点を抽出して該３点が上昇と下降又は下降と上昇の
パターンを持つ毎にカウントして行き、単位時間当たり
の該カウント値を該原心拍変動波形中の高周波成分の代
用指標として生成する演算部と、を備えたことを特徴と
する生理状態判定装置。
【請求項４】該演算部は、該上昇の値及び下降の値が
所定値を越えているときのみカウントを行うものである
ことを特徴とした請求項３に記載の生理状態判定装置。
【請求項５】該演算部が、該ディジタル信号による心
拍の間隔を求めて原心拍変動波形を生成する波形生成部
と、該原心拍変動波形から低周波数成分を除去するため
のハイ・パス・フィルタと、該フィルタの出力信号の正
極性成分及び負極性成分をそれぞれ抽出するための第１
及び第２の整流器と、該第２の整流器の出力を反転する
ための反転回路と、該反転回路の時間遅延分だけ該第１
の整流器の出力を遅延させるための遅延回路と、該遅延
回路及び反転回路の各出力が所定値を越えているときの
み所定の出力を発生する判定回路と、該判定回路の出力
を積分して該原心拍変動波形中の高周波成分の代用指標
として出力する積分器と、該積分器に積分時間を与える
ための時間計測器と、で構成されていることを特徴とし
た請求項４に記載の生理状態判定装置。
【請求項６】該演算部が、該ディジタル信号による心
拍の間隔を求めて原心拍変動波形を生成する波形生成部
と、該原心拍変動波形から低周波数成分を除去するため
のハイ・パス・フィルタと、該フィルタの出力信号の正
極性成分及び負極性成分をそれぞれ抽出するための第１
及び第２の整流器と、該第１の整流器の出力を積分する
第１の積分器と、該第２の整流器の出力を反転するため
の反転回路と、該反転回路の出力を積分する第２の積分
器と、各積分器に積分時間を与えるための時間計測器
と、各積分器の出力を比較して心拍の上昇傾向又は下降
傾向を示す出力を発生する比較器と、該比較器の比較結
果により第１又は第２の表示器を付勢する制御器と、で
構成されていることを特徴とした請求項４に記載の生理
状態判定装置。