CN1182890C

CN1182890C - 放松指导装置和生物反馈指导装置

Info

Publication number: CN1182890C
Application number: CNB971911525A
Authority: CN
Inventors: ��Ұ��; 天野和彦; 上马场和夫; 石山仁
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 1996-07-09
Filing date: 1997-07-02
Publication date: 2005-01-05
Anticipated expiration: 2017-07-02
Also published as: JPH1076012A; JP4096376B2; DE69734704T2; WO1998001177A1; EP0872255B1; EP0872255A1; TW365526B; US6554763B1; EP0872255A4; DE69734704D1; CN1199347A

Abstract

为支持用户执行放松训练，根据本发明的放松指导装置在两个或多个时间点(101，5，6，1)上从人体提取生理状态的指标；记录所提取的指标(102，3)；根据存储的所述指标(103，1)检测人体脉搏波波形；对从检测的脉搏波波形(103，1)中得到的每组相邻的脉搏波的时间间隔的改变实施频谱分析；根据通过频谱分析(103，1)得到的频谱成分的幅值或者两个幅值的比值判断人体的放松状态；和于根据放松状态(104，1，8，7，11，10)来实时地为用户提供指导。

Description

放松指导装置和生物反馈指导装置

技术领域

本发明涉及对进行放松训练的使用者提供合适指导的放松指导装置，和涉及当这种训练利用生物反馈来进行时对使用者提供合适指导的生物反馈指导装置。

背景技术

过去对自主神经机能失调的药物治疗是对患者开镇定药、用于调节自主神经系统的药物、维生素B1、B12等。然而近几年，对包括自主神经机能失调的一些疾病的治疗已引入了所谓自体训练方法(参见“实用自体训练”，Yuji Sasaki著，Sogen出版社出版，或“心理疗法讲义三种实用自体训练”，Yuji Sasaki编辑，Nippon-Bunka-Kaga ku-Sya出版社出版)。

早在1930年德国发展起来的自体训练方法与放松(心理放松)和催眠密切相关。除了用于上述疾病的治疗外，这些技术也已被广泛地用于提高在校正的注意力，作为工中雇员训练的一部分，等等。从临床效果来看，自体训练方法通过对不同的器官起作用，在治疗心理和焦虑性神经官能症方面，也是有益的，这些病症包括心脏神经官能症，自主神经机能失调，刺激性结肠综合症和换气过度等等。

自体训练方法包括六个方面：手和脚的重量感觉，手和脚的温度敏感程度，心脏调节能力、呼吸、腹部温度敏程度、前额上冷的敏程度。通过以渐进的方式进行这些训练，受试者可以进入一种放松和低度觉醒的状态。例如在手和脚的温度感知训练中，受试者默默地对自己重复说“我的手和脚很温暖”。

这种训练不但对上述各种疾病的治疗有效，而且有益于，诸如从积累的疲劳中恢复，通过自我控制降低敌意，在学习和工作中提高效率、减轻生理或心理疼痛、提高对自身价值的认识，这是由于训练导致的更深入的内省和更专注的心理而造成的。另外，这些技术也可用于所谓“自我暗示”和其它紧张管理技术，以防止自主神经太活跃。这些技术可以由使用者偶而为之，进行较短的一段时间，如一两分钟，并且可在任何地点任何时间来进行。而且，温度感知训练具有抗紧张效果，因而可降低由紧张造成的症状。

其它处理方法包括使用生理现象的生物反馈，也已被普遍采用了(参见，“用于临床的生物反馈原理和应用”，John V.Basmajian编辑)。在这类治疗方法中，受试者(用户)对诸如肌肉紧张、皮肤温度、脉搏等通常在神志清醒状态不注意的各种身体信息有察觉，因此受试者能学习控制人体内的这些反应。例如，在利用肌肉紧张状态的治疗中，使用肌电图(EMG)检测肌肉活跃性，并将其转换成可播放给用户的音频信号。

生物反馈可提供以下从上述自体训练不能得到的效果。即，受试者或指导训练的第三者能确定受试者体内的电流条件，即能够实时看见受试者的肌电图中活跃性的增/减。另外，由于可以测量心理指示，能很容易地评价训练效果。另外，通过在获得超出预期的效果时提醒使用者，它可用于鼓舞使用者。而且，由于目标很容易理解，使用者能够进行这些训练而不需额外负担(指消极集中(Passiveconcentration))。

例如，在日本专利申请特许公开No.4-200440中揭示了一种使用生物反馈的方法。在该文献揭示的技术中，对生理信息设定目标值，测量使用者的生理数据并与目标值相比，根据比较的结果提供提示，显示比较结果中的转变。在该文献揭示的技术中，当前测量的生理信息的极大值可以设为下次测量的目标值。

另外，日本专利申请特许公开No.59-232380中揭示了另一种利用生物反馈的装置。该装置控制对多个使用者的训练，并可以确定整个组的进展。即，从多个使用者中提取第一和第二特定频率成分的脉搏波，根据训练者(指导者)的指示，使用者一起被提示关于第一特定频率成分的信息，然后向每个使用者独立地提示关于第二特定频率成分的信息。

然而上述自体训练方法的问题在于使用者不能立即知道当前的身体状态。结果，例如在进行手和脚的温度感知训练中，不可能确定训练是否已产生实际效果，因此手指实际变暖了。换句话说，至少使用者不可能定量地知道他当前的身体状况。

因此，即使训练比使用者预期地更有效果，使用者不知道该效果，因此在上述的自体训练方法中不可能期待获得希望继续训练或减少退出倾向的好处。另外，很难对总是高度紧张的使用者灌输消极集中的概念。因此，在必须在较长的时期内以阶段方式进行训练的情况下，使用者在开始阶段可能不知道如何使肌肉很好地放松。

另外，生物反馈也有缺点。即，患者或使用者太容易依赖于所述的装置，或者使用者很难抓住为达到放松状态必须完成的具体反应。在患者极度焦虑的情况下，肌肉放松可能对处于焦虑反应的自主神经的活跃性没有任何影响。

在日本专利申请特许公开No.4-200440向受试者提示当前生理信息和设定的目标值之间的比较结果，以及这种比较的结果的转变。然而比较结果依赖于设定的目标值。即，目标值完全随人的不同而不同。然而，由于在设定这些值时没有提供多个目标值，比较结果的意义变得模棱两可。例如，如果目标值设得低，则使用者可能被告知训练有效果。反过来，如果目标值设得高，使用者可能被告知训练不产生任何效果。因此，即使选用当前测得的生理信息的极大值并将其设为下次测量的目标值，正如该参考文献中所述，也只可能确定下次测量时的训练效果比当前测量是否有提高。因此，使用者不可能知道他当前的生理状态，或者是如何改变。

因此，该参考文献中的技术与上述已有技术的自体训练情况存在相同的问题。

另一方面，日本专利申请特许公开No.59-232380只向使用者提示其当前生理状况。然而，对该状况的评估由指导者处理，因此使用者无法得知。

因此，该参考文献中的技术与上述的已有技术的自体训练情况存在相同的问题。

从前面的讨论可以得知，即使使用者用各种行为来放松，使用者不可能借助已有技术来确认他是否确实已进入放松状态，或确认他当前的生理状态。而且在使用生物反馈时也会遇到这些相同类型的问题。

发明内容

本发明的构思考虑了前述问题，其目的是提供能够快速简易地确认当执行生物反馈训练所获得的效果的放松指导装置，以及在训练过程中提供合适的指导。

为达到上述目的，本发明提供了一种放松指导装置，包括：一个提取装置，用于在两个或多个位置上按时间从人体提取生理状态的指标；一记录装置，用于记录由所述提取装置提取的指标；和一脉搏波检测装置，用于根据存储在所述记录装置中的所述指标检测人体脉搏波波形；其特征在于还包括一分析装置，用于对从脉搏波检测装置检测的脉搏波波形中得到的每组相邻的脉搏波的时间间隔的改变实施频谱分析；一判断装置，用于根据通过所述分析装置得到的频谱成分的幅值或者两个幅值的比值判断人体的放松状态；和一提示装置，用于根据由所述判断装置判断的放松状态来实时地为用户有意识地执行放松训练提供指导。

上述特征的结果是使受试者有可能获得合适的指导以利用生物反馈进行自体训练。

附图说明

图1A是表示根据本发明的第一实施方案的放松指导装置的功能结构的方框图；图1B是表示根据本发明第一实施方案的放松指导装置的功能结构的方框图；

图2是表示根据本发明第一实施方案的放松指导装置的电学结构的方框图；

图3表示RR间隔与心电图之间的关系；

图4表示心电图与脉搏波形之间的关系；

图5A表示RR间隔的变化与含有该变化的频率成分之间的关系；图5B表示对RR间隔的变化的谱分析的结果；

图6表示将上述装置与一手表合并在一起时的一种配置，其中脉搏波传感器附在使用者手指的根部；

图7表示将上述装置与一手表合并在一起且脉搏波传感器附在使用者指尖上的一种配置。

图8表示将上述装置与一手表合并在一起且脉搏波传感器与受试者的径向动脉相接触的一种配置；

图9表示将上述装置与一手表合并在一起且脉搏波传感器放在手表表面上的一种配置；

图10A表示装有上述装置的手表；图10B表示与上述装置实现光通信的外部装置；

图11是表示前述装置和外部装置中的发送器的结构的方框图；

图12是表示作为训练结果的放松状态的进展的RR50值的变化的图；

图13表示前述装置内的显示器的一个例子；

图14表示前述装置内的显示器的一个例子；

图15表示前述装置内的显示器的一个例子；

图16表示指标的变化速率的测量值和目标值显示在模拟手表上的一个例子；

图17表示指标的变化速率的测量值和目标值显示在模拟手表上的一个例子；

图18A和18B表示用于测量脉搏波的优选配置，在图18A中受试者是坐着的，在图18B中受试者是站着的；

图19表示脉搏波的幅值用作表示生理信息指标的一种设计；

图20表示在该设计中与量级判断部分有关的有效位数与移动指示量和增益控制量之间的关系；

图21表示使用集总参数模型以确定电路状态参数的结构；

图22A是表示模似人体的动脉系统的集总四参数模型结构的电路图；图22B是表示集总五参数模型的结构的电路图；

图23表示人体中心的血管阻抗Rc和畸变d之间的修正；

图24表示人体周边血管阻抗Rp和畸变d之间的修正；

图25表示血液的感抗L和畸变d之间的修正；

图26表示柔顺性C和畸变d之间的修正；

图27表示一次心跳的脉搏波形和特征该波形的波形参数之间的关系；

图28是表示参数提取部分的结构的方框图；

图29是表示存储在该参数提取部分中的波形参数中的脉搏波形的一个例子的图；

图30表示在该参数提取部分中的峰值信息存储器中的存储内容；

图31是表示频率分析仪的结构的方框图；

图32表示波形变化的时序；

图33是表示参数提取部分的操作的时序图；

图34是用来解释频率分析仪中的高速再生器的操作的图；

图35是解释高速再生器的操作的图；

图36是解释高速再生器和正弦波发生器的工作的图；

图37是表示用于实施脉搏波形的小波转换的结构的方框图；

图38是表示小波转换器的结构的方框图；

图39是表示小波转换器中的波形整形部分的结构的方框图；

图40A至40E是表示小波转换器的工作的时序图；

图41表示从单次心跳的脉搏波获得的脉搏波分析数据；

图42表示在该装置作为项圈形状时的外部结构；

图43表示在该装置作成一副眼镜时的外部结构；

图44表示在该装置作成小型卡形状时的外部结构；

图45A表示在该装置作成步程计形状时的外部结构；图45B表示安装该装置的一种配置。

具体实施方式

现参照附图解释本发明的优选实施方案

<1.第一实施方案>

现在说明根据本发明第一实施方案的放松指导装置。图1A是表示该装置的功能结构的原理图。

在图中，生理信息提取器101从使用者Y提取表示其生理状态的指标；存储部分102按时间顺序存储所提取的指标；判断部分103将由生理信息提取器102提取的当前指标与存储在存储部分102中的以前提取的指标相比较，并确定当前指标是否表示比先前指标表示的放松状态有改善；提示部分104对使用者提示该确定的结果和放松的程度。

<1-1表示生理状态的指标的提取>

在详细解释优选实施方案之前，首先解释表示生理状态的指标。为方便起见，该实施方案使用脉搏波中的涨落(变化)例如LF、HF、LF/HF和RR50作为这些指标。当然，本发明并不限于这些。请注意除上述指标以外，下面还将解释其它指标。

在心电图中，一次心搏的R波和下一次心搏的R波之间的间隔称为RR间隔。该RR间隔是一个数值，用作人体自主神经系统的功能的指标。这就是说，RR间隔是一个表示人体生理状态的指标。图3表示心搏和从心电图的心搏的波形中获得的RR间隔。从图中可以得知，在心电图中所测得结果的分析揭示RR间隔随时间改变。

另一方面，在诸如径向动脉等边缘位置处测得的血压的变化定义为每次心搏从心脏的收缩到舒张在血压上的变化，并对应于心电图中RR间隔的变化。图4表示心电图和血压之间的关系。从图中可以得知，一次心搏的每个收缩和舒张过程中的血压可作为动脉血压的极大值，和每个RR间隔的紧接该极大值之前的极小值测量。

通过对心搏或血压中的变化进行频谱分析，可以知道，该变化是由多个频率的波组成。这可以分成以下三种类型的变化分量。

1.与呼吸一致的变化的HF(高频)分量；

2.变化周期约为10秒的LF(低频)分量；

3.随比测量极限更低的频率变化的趋势。

为获得这些分量，对每个测量的动脉波获得相邻脉搏波之间的RR间隔，并用适当的方法对所获得的RR间隔的离散值进行插值。在插值后的曲线上进行FFT(快速傅里叶变换)运算，随后进行频谱分析。结果，有可能选取变化分量作为频率轴的峰值。图5A表示所测量的脉搏波间隔中的变化的波形和当变化的波形被分成上述的三种频率成分时每个变化成分的波形。图5B表示对图5A所示的脉搏波间隔中的变化的波形的频谱分析结果。

从该图中可知，峰值明显地位于约0.07Hz和0.25Hz的两个频率处。前一频率值是LF分量，后者是HF分量。趋势(trend)分量不能从图中读出，因为它在测量的极限以下。

LF分量与交感神经系的活跃性有关。该分量的幅值越大，紧张的程度越高。另一方面，HF分量与副交感神经系的活跃性有关。该分量的幅值越大，受试者的状态越放松。

LF和HF分量的幅值将随受试者的不同而变化。因此，考虑到这一点，LF/HF的比值，即LF与HF分量的幅值比，可用于评估受试者的状态。大的LF/HF说明紧张程度增加，小的LF/HF说明越放松。

RR50被定义为在一个预定的时间段(如一分钟)测量脉搏波时对应于两个连续心跳的RR间隔的脉搏波间隔的绝对值变化5 0ms或更多的次数。RR50的值越大，受试者越放松，RR50的值越小，受试者越紧张。在日常活动过程中，RR50的值小于10次/分钟，在睡觉时为30次/分钟。RR50与使用者的放松状态之间存在着一定关系。受试者是否放松的阈值是约15次/分钟的RR50值，如果RR50的值超过这个值，就认为受试者处于放松状态。

严格地讲，RR50的“R”表示心搏的R波。脉搏波的峰值对应于此R波。因此，RR50也可称作PP50。然而为了下面的解释，这里使用了更普遍的术语RR50。

<1-2：第一实施方案的具体结构>

现在将解释实现图1A中所示的功能的结构。图2表示该结构的方框图。

在该图中，CPU(中央处理单元)1是用于控制装置中各部分的一个电路，它对应于图1A所示的生理信息提取器101和判断部分103。CUP1的功能将由描述操作的各章节详细解释。

由CPU1执行的控制程序和各种控制数据等存储在ROM(只读存储器)2。另外，ROM2也存储大量语音消息模型以便通过语音指导使用者。

如下面的解释，随机存取存储器RAM3存储脉搏波信号波形，表示放松程度的指标、测量这些指标时的时间等，并被用作在测量指标时检测到指标随时间增加的检测的次数计数的计数器。此外，在CUP1进行计算时RAM3用作运算区域。RAM3对应于图1A中的存储部分102。

操作器4根据使用者操作的按键进行显示。操作器4检测按键的操作，将操作的按键类型与一中断信号一起转送到总线。下面将讨论按键的具体功能。

脉搏波传感器5是一光学传感器，例如附在使用者的手指上。脉搏波传感器5包括发光二极管和使用光晶体管等的光传感器，如图6所示。在该结构中，从发光二极管发出的光通过，例如，指尖中的血管反射后由光传感器接收，并经过光电转换，以获得作为结果的脉搏波检测信号。当考虑信噪比时，可以使用发蓝光的二极管。

A/D(模拟/数字)转换器6对脉搏波传感器5检测的脉搏波信号采样并转换为数字信号，且将此结果送到总线。

声源7由扬声器7等形成，对使用者提供各种与身体感觉有关的提示。关于提示的方式可考虑如下所述的各种配置。因此，声源7代表提示装置的一个例子。

声波控制器8是一个用于由CPU1从ROM2读出产生具体报警或语音消息的驱动电路。显示器10用于显示与CPU1形成的显示信息一起的各种消息或图形。因此，声源7和显示器10对应于图1A所示的提示部分104。显示控制电路11从CPU1读取显示信息，转换为适用于显示器10的格式，并控制显示器10的显示。

定时器12具有普通记时功能。其输出用作测量数据时的测量时钟时间。此外，定时器12也在由CPU1预设的时钟时间或在由CPU1预设的一个时段过去之后通过总线向CPU1发送一个中断信号。这时，还提供中断信号是由于CPU1预设的前一类型还是后一类型而形成的信息。

加速传感器13是一个检测使用者身体运动的身体运动检测传感器，用于确定使用者的身体是否在移动。

A/D转换器14将加速传感器13输出的模拟信号转换为数字信号，然后将此信号输出到总线。

I/O接口15是用于与装置外部部件，例如个人计算机之间发送或接收各种信息的联络装置。如下所述，它附有LED或光晶体管。发送的信息包括由装置完成的各种测量的结果，从外部装置发送到本发明装置的用于自体训练的目标值等。下面将更详细地描述该信息以及与个人计算机的连接的具体方案。

<1-3>第一实施方案的外部结构

接下来说明根据该配置的放松指导装置的外部结构。由于必须连续测量使用者的生理信息，该装置优选地具有可由使用者每日方便地穿载的结构，例如是便携装置或附件。尽管可以有很多种结构，这里给出的例子是含有某些手表功能的装置，如图6至图9所示。下面将讨论其它配置，注意前述图中所示的与图2相同的这些部件用相同的标号标注。

图6所示为第一种配置方案，其中该装置装在手表中。该图中，在手表主体的两侧有按键21、22，它们形成图2中操作机构的一部分。

接键21由使用者按下以开始或结束放松状态的测量。按键22用于在装置的各种模式之间切换，例如切换到通讯模式以便经由I/O接口15与外部装置之间发送或接收各种测量的结果。

电缆25电连接到与A/D转换器6一起装在手表20内的脉搏波传感器5上。

图7表示第二种配置方案，其中该装置装在手表里。如图所示，在此方案中，脉搏波传感器5附着在指尖上，测量指尖的体积变化(plethysmogram)。除上述光学装置以外，压力脉动波传感器可以作为检测指尖体积变化的装置。

图8表示第三种配置方案，其中该装置被装在手表里。如图所示，在此方案中，脉搏波传感器5装在手表20的表面。在此方案中，包含发光二极管28和光晶体管29的脉搏波传感器5装在显示器10的6点钟方向。发光二极管28和光晶体管29嵌入装置中，因此只有它们的头部从外部可以看见。

按第三方案，发光二极管28和光晶体管29之间有一隔板30以使发光二极管28发出的光不会直接照到光晶体管29上。应注意在此方案中测量脉搏的原理与第一和第二配置中的相同。然而，当在此方案中进行测量时，必须小心操作以使未带手表的手上的手指尖覆盖发光二极管28和光晶体管29。

图9表示第四个配置方案，其中该装置装在手表里。如图所示，在此方案中，脉搏波是在径向动脉处检测。脉搏波传感器5由压敏型传感器形成，例如畸变测量器(distortion gauge)。脉搏波传感器5附在紧固件26的表面，紧固件26以滑动的方式安装在表带27上。当手表戴在手腕上时，脉搏波传感器5以适当的压力靠在径向动脉上。从脉搏波传感器5两端的端子(未画出)上获得表示径向动脉波形的脉搏波信号。该脉搏波信号经由嵌在表带27内的信号线(未画出)送到装在手表20的主体内的A/D转换器6上。

因此，如上所述，有多种方案可供参考将装置装在手表内。现在描述其它含有手表的实施方案。

<1-4：外部装置的结构>

接下来，参照图10描述与根据本发明的放松指导装置之间发送或接收信号的外部装置。如图10B所示，外部装置包括装置主体50、显示器51、键盘52、打印机53等。除了以下各点以外，与它等同的通用个人计算机。

即、装置主体50内装有用于通过光信号发送或接收数据的发送控制器和接收控制器(图中未画出)。发送控制器含有发送光信号的LED54，接收控制器含有接收光信号的光晶体管55。LED54和光晶体管55都是使用近红外区的器件(例如，中心波长为940nm)。LED54和光晶体管55经用于光通信传输窗57完成光通信，传输窗57位于装置主体50的前面，通过一可见光斩光滤光片56阻挡可见光。

如图10A所示，用于与外部装置通信的通信连接器5 8以可自由拆卸的方式装在手表20的6点钟方向，它等同于本实施方案的放松指导装置。在这种情况下，当没有与外部装置通信时，移去通信连接器58，装上具有大约等同形状的连接器封套(未画出)。在使用个人计算机的情况下，LED59、光晶体管60和用于光通信的接口电路(未画出)装在通信连接器58里，它们构成了图2所示的I/O接口15。

当如上所述进行光通信时，如果不能确定哪个装置产生信息，因此由一个装置接收的信息可能被错误地发到另一。因此，当用于光通信的接口电路(未画出)和个人计算机内的光学接口发送和接收信息时，使用识别信息来确定信息由哪个装置发出。因此，个人计算机和用于光通信的接口电路(未画出)中含有在图11中所示的发送器70。

在图11中，从CPU1或个人计算机发出的各种通信信息加载在图中所示的总线上。A/D转换器71以固定的时间间隔将总线发送的信息采样并转换为数字信号。识别数解码器72解码识别数以识别哪个装置发送光信号。当信息在装置之外发送时，此识别数与上述信息一起包含在光信号中。由于每个装置中的识别数解码器72解码的识别数依赖于在该装置的装载(shipment)时间上的设置而不同，对所有的装置赋予一个唯一的数，例如手表主体，个人计算机等。

控制器73是控制发送器70中所有部件的电路。发送器74包括用于驱动转发光信号的LED75的驱动电路。通过驱动LED75，由控制器73形成的发送数据在转换为光信号后发送到外面。

实际上，可以用导线将本发明的装置与外部装置连起来，或者可以如上所述的使用无线电或光通信进行无线通信。

<1-5：第一实施方案的工作>

接下来描述具有上述结构的放松指导装置的工作。

当装置的电源接通时，脉搏波传感器5开始检测脉搏波。获得的脉搏波信号被A/D转换器6转换成数字信号，并输出到总线。

之后，当使用者按下手表20上的按键21时装置开始测量以确定使用者的放松状态。同时，使用者进行作为自体训练“放松训练”以达到放松状态。

此处可应用的最简单的放松训练方法是让使用者闭上他的眼，在他的当前位置保持安静。然而也可考虑如下所述的其它方法。

首先，如果可能，使用者应进入独自呆着的位置。然后使用者应使该位置舒适且尽可能少地移动，并让他的眼睛慢慢合上。眼睛合上后，使用者可以集中注意力并移去与身体接触的，使他分散注意力的手表或其它附件。为了进一步提高放松训练的效率，优选地，使用者坐在椅子上或躺在床上。

第二，如果上述第一种方法没有产生任何效果，则使用者可以重复地默念某个预定的单词，同时闭上眼睛。该单词应具有积极的含义和促进的图象如“快乐”、“和平”、“爱”或“友好”。该单词的其它可接受的例子包括喜爱的物体、数字或人的名字，或一行喜爱的诗或箴言。单词的长度优选地与呼吸的节奏相匹配，由3至4声组成。

第三，使用者也可考虑听α波的音乐，经典的或巴洛克的，或者具有1/f涨落的音乐。这时，也可以使用共鸣音乐(bodysonic)。

第四，使用者可以试着想象适于放松的色彩。这时，冷色比暖色优选，天蓝色、蓝绿色、绿色和黄绿色都是理想的颜色。

第五，使用者可以使用有利用于放松的气味。优选的气味有香木味、玫瑰香味、菊花香味、迷迭香味等。这时，可以提供一发射芳香的香精油的装置，因而使用者直接由这些油产生的雾所笼罩。

第六，使用者可以观看具有1/f涨落分量的图案或图片。

另一方面，操作机构4检测何时使用者按下手表20的按键21，并向CPU1输出一个中断信号。结果，CPU1识别测量的开始，设置定时器12以在一固定的时间间隔产生一中断信号并在一段固定的时间过去后产生另一个中断信号。前一个时段是用于测量表示生理状态的指标的时间间隔。相反，后一个时段是直到测量结束的时间间隔，并且是直到使用者注意到即使经过相当的努力后他仍不能达到足够放松的状态的时段。在此实施方案中，该时段约3至5分钟。

然后，当在一固定的时间间隔期内定时器12报告一个中断时，CPU1在RAM3中对给定的时间段存储脉搏波信号，然后基于存储的脉搏波信号计算每个生理状态的指标。即为了从脉搏波波形提取极大值点，CPU1首先对脉搏波波形进行时间求导，通过确定时间导数为零的时钟时间确定波形中的拐点处的全部时钟时间。其次，CPU1从拐点周围的波形的斜率(即时间导数值)确定每个拐点是极大值还是极小值。例如，对于给定的拐点，CPU1计算拐点前一特定时段内波形斜率的滑动平均值。如果此滑动平均值为正，则拐点是极大值，而如果它是负的，则拐点是极小值。

按下来，CPU1确定紧接在每个提取的极大值前面的极小值。极大值和极小值处的脉搏波幅值从RAM3中读出，并确定之间的差值。如果该差值超过预定值，则该极大值处的时钟时间定义为脉搏波的峰值。在对提取的全部脉搏波波形都进行这一峰值检测过程后，基于这些峰值发生的时钟时间计算两个相邻脉搏波峰值之间的时间间隔(相应于两次心搏间的RR间隔)。

CPU1从获得的脉搏波间隔顺序地确定相邻脉搏间隔的时间差。接下来，检查这些时间差的每一个以确认时间差是否超过50ms，计数超过50ms的时间差的固定数目，并设置为RR50。

在使用LF和HF分量作为表示生理状态的情况下，由于所获得的脉搏波间隔的值沿时间轴是离散的，图5A中的曲线是通过在相邻的RR间隔之间进行插值获得。然后通过在插值的曲线上进行FFT处理获得图5B的谱。然后以与处理脉搏波形相同的方式，利用峰值鉴别来确定极大值和谱中与前述极大值相对应的频率。在低频区域内获得的极大值定义为LF分量，在高频区域内获得的极大值为HF分量。进而获得这些分量的幅值和计算幅值比LF/HF。

依这种方法计算每个指标。然而这些指标不是全都对确定身体的放松状态是必要的。

CPU1将计算的RR50值与当前测量的从定时器12中读出的时钟时间一起存储在RAM3中。如果存储的RR50不是在使用者按下按键21后获得的第一个RR50，CPU1比较当前RR50是否比前一个测量所获得的RR50有所增加(即，CPU1判定使用者是否进入更放松的状态)。如果发现当前RR50增加了，CPU1向使用者提示该效果。由于这时使用者的眼睛为了有利于放松是闭上的，在这种情况下，有必要提供不依赖于视力的某种装置来提示使用者。因此，CPU1可以通过声源7播放一段不会干扰使用者的放松训练的乐曲。

此外，CPU1判断使用者是否处于足够放松的状态。进行该判断的理由是相信对于放松状态有一固定的极限。即，一旦使用者足够地放松，在放松上不会超过这一点有进一步的提高，RR50值的改变也将饱和。反过来说，如果达到了这一饱和状态，则可以认为使用者已达到足够放松的状态。

在图12中，RR50值随使用者的继续训练而增大，并显示了饱和状态。该图是基于对60个测试对象获得的实验结果。在图中，横轴表示从训练开始经过的时间，纵轴表示按一分钟时间间隔获得的RR50值。从图中可见，在训练开始1分30秒后，RR50值达到15次/分钟，在这一范围中认为使用者处于放松状态。RR50值在训练开始约4分钟后饱和。

为检测这一饱和状态，CPU1将每次测量的当前RR50值与前一测量中测得的RR50值相比较，并判断当前RR50值是否增加。如果当前RR50值增加，则CPU1将送给RAM3的计数增加+1，并检查新的计数值是否超过某个特定的值。进行这一过程是为了避免不正确的判断，即只凭RR50值不再改变就认为使用者处于放松状态中，甚至使用者的放松状态从测量开始起根本就没有改善。这时，如果计数值低于特定的值，则CPU1不进行RR50饱和状态的检查，并等待从定时器12在一特定的时间间隔时的中断报告。

相反，如果计数值超过一特定值，则CPU1从RAM3读出在过去一特定时间过程中计算的RR50值，并检查RR50值的改变是否在某一特定的范围内。

应注意，这里的特定值是指用于判断放松状态的阈值，且是根据使用的指标设置的。例如，如果使用RR50作为指标，则阈值是15次/分钟。另外，这里所说的特定的范围是用于判断指标是否处于饱和状态的标准。同样，特定的范围也根据指标而设置。考虑到测量误差，当目前的计算值与过去的计算值之间的改变在-10％到+10％之间时，认为RR50处于饱和状态。

在这种类型变化的判断中，在特定范围以外的值说明使用者并未足够地放松。因此，同计数值没有超出特定值的情况一样，CPU1仍等待来自定时器12的中断。依此方式，当放松状态不充分时，重复执行上述操作。

相反，如果RR50值在特定范围以内，则提示使用者他已处于足够放松的状态。由于这时使用者的眼睛是闭上的，可以通过一段乐曲向使用者提示这一事实，该乐曲与向使用者提示他处于放松状态的过渡期时使用的乐曲不同。同时，CPU1释放定时器12的设置，并总结测量结果。

之后，当使用者按下按键21时，CPU1基于刚刚执行的测量量化放松程度上的提高，并提示使用者放松的程度。

可以考虑用下述方法计算放松的程度。即，可以使用基于指标的当前值中的变化和指标的日常值之间的比值的方法。在这种情况下，RR50值在过去一段特定的时间间隔上的各个测量起始时刻处获得，并存贮在RAM3中与用于存贮在测量过程中存贮计算的RR50值的地方不同的地方。计算这些在过去特定时间间隔上存贮的RR50值的平均值，并定义为RR50的日常值。在这种情况下，在测量过程中最后获得的RR50值与该平均值相比较。增大或减小的倍数(倍增因子)被视为使用者的放松程度。那么，从这一点来说，希望测量每天都进行。

然而，即使使用者被如图13的条形图或图14的扇形图得信息，他也很难直接把握住所说倍增因子的意义。因此，可以在如图15所示对表示放松程度的倍增因子赋予一个级别后再提示使用者。即，如果倍增因子G小于1.0，则其级别为“0”，如果倍增因子G等于或大于1.0但小于1.2，其级别为“1”。如果倍增因子G等于或大于1.2但小于1.4，其级别为“2”。如果因子G等于或大于1.4但小于1.6，其级别为“3”。如果因子G等于或大于1.6，其级别为“4”。换句话说，级别越高，放松程度越高。另外，如果在显示器10中使用对应于这些级别的脸图(face chart)，则使用者能够直接得知他的放松程度。

向使用者提示关于倍增因子或级别值的细节也是可以的。例如，如果级别值是“0”，可以向使用者提供一条消息，如：“放松程度没有改进”，而如果级别值是“1”，可以向使用者提供一条消息，如“放松程度有一较小的改进”。类似地，在级别值为“2”时，使用者可以收到诸如“放松程度有改进”的消息，在级别值为“3”时收到如“放松状态有显著改善”的消息。最后，在级别值为“4”时，使用者将收到诸如“放松程度有非常大的改进”的消息。

由于作为这一提示的结果，使用者能够马上确认当前训练的效果，所以该训练对使用者很有吸引力，使他们希望继续练下去。

应注意图15中赋值的级别只是作为例子提供的。

下述内容可以考虑作为评估训练效果的方法。即，可以基于刚刚计算的指标与预先设定的目标值之间的变化的程度来评估。为此，目标值被通过外部装置(见图10B)、按键21、22等设置在RAM3中。当使用外部装置设置目标值时，则在键盘52输入的用于目标值的设置信息经由LED54作为近红外光向外发射，并如图2所示经由手表20上的光晶体管送到I/O接口15。然后CPU1将该信息存贮在RAM3中。在利用按键21、22完成设置的情况中，CPU1直接将操作机构4表示的值存贮在RAM3中。

一旦完成了测量，CPU1将获得的变化率与预设的目标值相比较，并响应这一比较的结果提示使用者。有各种方案可考虑用作这一比较的结果。例如，一种优选的方案是，相对于用于变化率的目标值的倍增因子被如图15所示赋予一个级别，响应该级别值提示使用者。小于1.0的倍增因子说明当前变化速率没有达到目标值。因此，向使用者提供诸如“未达到目标值”的消息时，以激励他继续加强训练。

依此方式，作为提示的结果，有可能定量评估当前训练相对于目标值的效果。还应注意的是图15所示的级别赋值只是作为例子给出。

另一方面，一旦已经过了预置的停止时间，定时器12产生一个中断，因为在该点不能期待达到合适的放松状态，即使使用者继续进行放松训练。CPU1提示使用者测量已经被停止，并释放定时器12中的设置，因此测量被自动中止。收到该提示后，使用者在等待一个短的时间后又可以开始测量。

作为依此方式实行放松训练的结果，不但能提示使用者他是否已进入放松状态，而且能在他达到此状态时或者他不太可能达到这一状态时快速地提示使用者。

正如这里所用的，变化率表示按当前计算的指标与指标的日常值或预置的目标值的变化程度。然而，也可以用变化率来表示当前计算的指标值与当前测量开始前计算的指标值的变化。如果是后一种情形，则有可能在测量中实时地确认放松程度的变化。

在这种情况中，也可以采用一种只向使用者提示放松程度的方案。然而，更优选的是还包括一种专门指导使用者的提示装置，使得他能改善放松程度。例如，一种可考虑的方案是指导使用者减慢深呼吸，并在放松程度未得到改善时提供为此目的的专用定时器。在这种情况下，如果深呼吸的次数对应于倍增因子或级别值，测量过程中的放松程度可被容易地提高到所期望的程度。这时有必要在这种情况下测量使用者的呼吸率。由于上述HF分量对应于呼吸，所以通过呼吸率可以确定其频率确定。例如，在图5A所示的例子中，HF分量是0.25Hz，因此呼吸率是15次/分钟。因此，可以通过提示使用者以比确定的呼吸速率更低的速率进行深呼吸来促进他的放松状态。

可以通过显示器10或装在手表里的装置的声源7来完成上述提示。然而也可采用以下方案：需要的数据经由I/O接口15送到图10所示的外部装置，由外部装置做出放松的程度的判定。

当通过外部装置判断放松程度时，使用者使用手表20上的按键22并设置该装置处于数据传输状态。然后CPU1读出与测量时间一起存贮在RAM3中的RR50值，并顺序地将它们送到I/O接口15。结果，与测量时间有关的RR50值被转换成光信号，由装在通信连接器58上的LED59转发，经通信窗口57和光晶体管55传输后送到外部装置中的个人计算机。然后装在个人计算机中的微处理器将测量结果存贮在内部的RAM或硬盘上。因此，通过操作个人计算机，医生或其它指导者能明确使用者放松状态的过程，并获得关于放松程度的指导。当通过外部装置确定放松程度时，对应于该放松程度的指导可由个人计算机或操作外部装置的指导者(例如医生)提供。

另外，当通过外部装置确定放松程度时，可采用的一种方法是向手表发送与由外部装置确定的放松程度相对应的指示。这种类型的一个方案在当手表中的装置与外部装置分开一段距离时有效。该装置可以具有的一个方案是：其中指示直接从外部装置接收，或者，其中所接收的控制信息响应于放松程度且根据该控制信息将指示提示使用者。

(2：第二实施方案)

下面描述根据本发明第二实施方案的放松指导装置。由于该指导装置使用已经在本说明书的现有技术部分说明的生物反馈，第二实施例方案中的放松指导装置以后被称作“生物反馈指导装置”。前述第一个实施方案的重点在于一旦使用者达到放松状态时提示使用者。相应地，第二实施方案又向前发展了一步。即，在本方案中，当使用者进行放松训练时，向使用者提示当前指标值和基于此指标而达到的放松程度。由于对其生理状态的改进保持了解，使用者能在较短的时期内达到较深的放松状态。

为实现此实施方案，首先假定使用者进行所谓自体训练的训练类型。下面给出自体训练的一个例子，本实施方案的生物反馈指导装置是基于它而提出的。

通常，人体自主神经系统能够由人体周边上的脉搏波的变化充分地表达。因此，在周边上连续地测量脉搏波，且向使用者提示从脉搏波涨落和当前指标值获得的放松程度。相应地，使用者可以营造有利于更好地放松的环境或做出建议。这对自主神经系统有影响，使使用者能更进一步改善他的放松状态。这种生理循环即是上述的生物反馈。生物反馈的效果如上所述的已被证实，并已发现可有效地作为临床试验的一种方案。

图1B是表示根据本发明的第二实施方案的生物反馈指导装置的功能结构的方框图。该图所示的装置和图1A的第一实施方案之间的差别在于提供了提示部分105，以向使用者Y提示由生理信息提取器101提取的指标。使用者Y根据放松程度以及提示部件104提示的判定结果并根据提示部分105提示的当前指标值进行自体训练。

<2-1：第二实施方案的具体结构>

从图1B中可知，根据本实施方案的生物反馈指导装置的结构实际上通过向图1A的装置增加提示部件105形成。提示部件104和105可以共享图2中的声源7和显示器10。为此，根据此实施方案的生物反馈指导装置的结果与根据第一实施方案的放松指导装置几乎相同，只是由CPU1执行的处理过程不同。

<2-2：第二实施方案的操作>

现在描述上面方案的生物反馈指导装置的操作。首先，当实施自体训练时，对每个训练段设定训练时间的上限值和训练目标值(在下面将详细说明的RR50中的变化率)在本实施方案中，由医生或其他指导者从外部装置设置这些值。即，指导者用键盘52(见图10B)输入用于设置上限值和目标值的命令，在本例中外部装置是装在个人计算机内的微处理器，它将设置信息送到手表20中。然后该信息经由LED54以近红外光的形式发射到外面，并经由手表20中的光晶体管送到图2所示的I/O接口15。然后CPU1采集转发的信息并存储在RAM3中。

应注意也可以通过操作装置主体上的开关21、22来设置上限值和目标值，而不用外部装置。

然后，当使用者按下按键21时，CPU1检测到这个动作为自体训练开始并设置定时器12以在特定的时间间隔产生一个中断。在对应于训练持续期的上限值的时间过去之后，如上所述，CPU1还设置定时器12产生另一个中断。

按下按键2 1后，使用者的重点在于放松，并开始自体训练，对放松提出建议等。

当装置主体的电源接通之后，脉搏波检测器5检测到的脉搏波信号在某个时间点经由A/D转换器6输出。当定时器12在固定的时间间隔报告一个中断时，CPU1拾取从A/D转换器6读出的脉搏波信号并存储在RAM3中。根据与实施方案1相同的程度计算RR50，并将其与测量的时钟时间一起存储在RAM3中。然后为向使用者提示获得的RR50值，CPU1产生一个基于RR50值的语音消息，为从ROM2读出的消息信息构成模型，并将其转发到声源控制器8。结果，以由表示生理信息的当前的RR50值的声源7发出声音的形式提示使用者。

结果，使用者知道他刚刚听到的RR50值已经达到变大了。结果，达到了生物反馈。当示出了生物反馈效果，使用者的状况，随脉搏波间隔中的涨落变大而改进，因而RR50值逐渐增加。

相反，当生物反馈未产生任何效果时，使用者的放松状态保持不变或者已恶化到更紧张的状态。因此，RR50值不变或有一较小的降低。因此，通过聆听从声源7发出的RR50值的增大或减小，使用者可以实时地确认他自己的放松状态，并用它作为自体训练的目标。

另一方面，在每欠测量的时间，CPU1使用在过去某个具体时间间隔过程中测量的RR50值，它包括至少前一次测量的和当前的RR50值，并计算两个值之间的变化趋势。然后CPU1确定当前RR50值是否向紧张程度增加的方向变化，并提示使用者这一判定的结果。

然后，CPU1重复地进行处理以在已设置在定时器12中的特定时间间隔处将RR50值提示使用者。使用者根据这种提示继续自体训练。在这一过程重复进行中，有可能由于一段对应于自体训练的上限值的时间过去而让定时器12报告一个中断。它的发生是由于自体训练进行得不是很好，表示即使自体训练再继续下去也不太可能产生任何效果。因而，CPU1提示使用者结束自体训练。使用者响应该提示，中止自体训练。

当自体训练如上所述不能产生任何效果时，CPU1向使用者提供特定的指示以从训练中产生效果。作为这些指示的一个例子是可以指导使用者进行第一实施方案中详细描述的各种放松训练。然而通过依此方式进行单一练习形式的放松训练，使用者不可能知道他的努力的效果，但在本实施方案中使用了生物反馈的自体训练方法的情况下却可以知道。因此，在实施CPU1指导的指示之后，使用者通过依与上述相同的次序用生物反馈再起动自体训练能够知道这些指导的效果。

在没有提示停止自体训练的情况下，当使用者又按下按键21以结束训练时，CPU1检测这一操作并终止进程。

然后，CPU1起动进程以计算作为刚刚进行的自主训练结果的RR50的变化率。即从存储在RAM3中的信息中，CPU1读出训练刚开始后获得的RR50值，训练刚结束前立即获得的RR50值和在测量RR50时的时钟时间。然后CPU1基于测量的起始时间和结束时间计算净训练时间，并根据以下方程计算指标(在此是RR50值)的变化率。然后将结果存储在RAM3中。

指标(RR50)的变化率＝(自体训练结束时的指标值-自体训练开始时的指标值)÷训练时间。

通过计算这一变化率，生物反馈的效果可被量化。即，变化率表示每单位时间内指标的变化程度(以及放松状态)。该值越大，使用者进入放松状态越快，生物反馈的效果产生得越快。

除了上述的进程之外，CPU1可以借助于与第一实施方案相同的程序对自体训练产生的效果赋予一个级别，并将其显示给使用者。例如如果计算的级别是“0”，则CPU1向使用者提供上述的各种指示，并提示使用者一旦他进入放松状态后再试一下自体训练。

CPU1将RR50的变化率与每个训练段的末尾测量的时钟时间一起存储在RAM3中。同时，CPU1以图表形式显示RR50随时间的变化率(趋势，并显示在显示器10上。结果，如果在使用者每天进行自体训练的基础上RR50值变大，则使用者知道自体训练产生效果了。另外，当使用者观看该增大的程度时，他能直接了解其放松状态提高得有多快。相反，如果RR50值的变化速率是平的或下降的，则使用者知道其自体训练的效果不令人满意)。

另外，有关该趋势信息的数据可送到外部装置，例如个人计算机。这时，使用者利用手表20上的按键22把装置设置成处于数据转发模式。结果，CPU1读出存储在RAM3中的趋势信息并送到I/O接口15。趋势信息被转换为光信号，从附在通信连接器58上的LED59发出，并通过通信窗口57和光晶体管55转发到外部装置中的个人计算机。然后个人计算机内的微处理器将测量结果存储在内部RAM或硬盘中。结果，医生或其他指导者通过操作个人计算机能明确使用者自体训练的过程，并能设置作为对使用者日常活动的医嘱部份的训练的目标。

当自体训练在每日的基础上重复进行时，即使训练继续，在RR50的变化率的变化也将慢慢消失。即已达到饱和状态。该状态可视为目标已达到。因此，为检测该状态，在每个训练段结束时，CPU1比较自体训练开始前设置的目标值和对于RR50值的变化率的实际测量值。如果测量值超过目标值，则期望的目标值视为已达到，并向使用者发送一个提示，例如“自体训练已获得足够的效果，保持当前状态”。

当使用者的身体在移动时，RR50的变化率的测量结果将包括由此移动造成的改变分量，以及生物反馈造成的改变分量。因此，由于使用者的移动造成的影可以脉搏波的变化中推测。为此，预先在使用者上施加一训练负载，并测量身体运动的节律和脉搏波之间的相关性。

在自主训练时，由加速传感器13检查幅度输出，而身体运动的节律由获得以上特定值的输出幅度的时间周期计算。此外，由A/D转换器6读出的脉搏波存入RAM3。所存储的脉搏波被分成搏动单元，且当检测到身体运动时计算脉率。然后，从测量的脉率，人体运动节律和脉率间的关系，可以计算由于自主训练在脉率上引起的变化分量，且在引用该值后可以修正作为提示的结果。

当使用者进行自体训练时，CPU1经由A/D转换器14读出加速传感器13的输出，并判断该值是否在特定值(例如，0.1G)之上。然后CPU1通过语音“有身体运动”/“没有身体运动”向使用者提示身体运动检测的结果。

关于身体运动存在或不存在，更具体地，例如使用者的胳膊移动也视为存在身体运动。因此，在锻炼时，步行或围着房间走动，使用者当然被认为是在移动。为在没有身体运动的情况下进行自体训练，下述方案是可行的。例如，如果使用者在室内，他应走入有一桌子或一椅子的房间。然后使用者可以如图18A坐在椅子上，将戴着手表的胳膊放在桌子上，并小心以不让手移动。

虽然上述方案很理想，但它不会总能实现，例如当使用者在户外时，这时，例如如果使用者在运动，停止运动并使呼吸回到正常。类似地，如果使用者在行走，则停止该活动。然后，例如，使用者保持如图18B所示的位置，并用另一只手按手表上的按键并使戴手表的手尽可能不动以进行必要的操作。在使用者完成这些操作时进行自体训练。

在装置为项圈或眼镜的形状的情况下，如下所述，其上装有脉搏波传感器，他可以坐在椅子上或站着，只要使用者尽可能不动。

在这里所述的第二实施方案中，使用者基于由CPU1获得的表示生理放松程度的指标，他就可以利用生物反馈进行自体训练。另外，评估产生的指标的改变程度可以作为一种结果，并向使用者提示该结果。因此，使用者很容易了解利用生物反馈的自体训练产生了什么效果。此外，即使在使用生物反馈进行自体训练时没有诸如医生的专家在场，使用者自己也能评估这些结果。

<3：表示生理状态指标的其它例子>

前述实施方案使用RR50作为表示生理状态的指标，且该指标的改变程度用于评估放松状态。然而，也可以使用HF分量以达此目的。而且，LF分量和幅值比LG/HF等同于RR50和HF分量，除了它们的值随放松状态的增加而变小以外。因此使用者的重点在于在自体训练过程中使这些值变小。

从前述实施方案中的脉搏波形涨落获得的指标被用作表示生理状态的指标。然而，本发明当然不限于此。即下述其它例子也可用作表示生理状态的指标。

<3-1：边缘部分的血流(脉搏波幅值)>

通常，自主神经系统的状态可用边缘部分的血流很好地表示。体温由流过血管的血量控制，血流量增大时体温增大。

因此，使用者可以营造一个有利于放松的环境或做出建议以使指尖或其它边缘部分的体温增大，同时连续测量边缘部分的血流量的改变并观察从测量获得的结果。结果，自主活动与血流量增大时边缘部分的体温的增加联系起来。

下面是一个通过了解边缘部分的血流状态的方法的例子，即，使用根据本发明第一和第二实施方案的脉搏波传感器5，光从形成血中血红细胞的传感器的LED(发光二极管)发出。血红细胞中的细红蛋白吸收特定波长的光，而未被吸收的光则被反射回来。如果反射光由构成脉搏波传感器的光接收元件接收，则获得了反射光的量(即由脉搏波传感器检测的脉搏波信号)和血流量之间的相关性。因此，通过观察获得的脉搏波形幅度的变化，有可能检测边缘部分的血流状态的相对变化。

因此，可以获得与图2所示的实施例1中的结构等同的使用脉搏波形的幅值作为表示生理状态的指标的结构。然而，由于只检测脉搏波形幅度中的变化的结构就已足够，与使用RR50作为指标的情况相比，由CPU1执行的处理负担被减轻了。

诸如图19的结构也是可以接受的，其中专门检测脉搏波在幅度上的变化。该图中的结构与图2所示的结构的不同之处在于位于脉搏波传感器5后面的A/D转换器6被替换为放大器1901、电平判断部件1902、和增益控制器1903。相应地，下面将解释这些不同点。

在图19中，如CPU1所示，电平判断部件1902对从放大器1901输出的信号执行A/D转换，并在一特定的时段上存储转换的数字信号(即脉搏波信号)。因此，电平判断部件包括一个图中未示出的存储器。电平判断部件1903从存储的脉搏波信号中确定最大信号值，在测量过程中计算“脉搏波幅值”，然后计算当脉搏波幅值波被转换成二进制数字时的“有效位数”。因此可以理解，脉搏波幅值越大，有效位数越大。在图中，电平判断部件以7位量化模拟信号。如图20所示，有效位数可以是1位到7位，但本发明当然不限于此。

电平判断部件1902基于计算的有效位数计算“移动指示量”和“增益控制量”。移动指示量是必需的位数，因此通过左移脉搏波信号的值有效位数可以是满偏的(full-scale)(7位)，在脉搏波信号的有效位数较小的情况下。因此，可通过从固定值“7”中减去有效位数来计算移动指示量。另一方面，增益控制量是对应于该左移的倍增因子，从图中可清楚地看出，可通过将移动指示量作为基数为2的幂来计算增益控制量。

应注意到，上述脉搏波幅值、有效位数、移动指示量和增益控制量均可从总线读出。因此，CPU1可在任何时间从总线拾取这些值。脉搏波幅值的真值考虑了由电平判断部件1902计算的脉搏波幅值和增益控制量(移动指示量)，并通过用后者来除前者而获得。

电平判断部件1902还被设计用来只在采集脉搏波信号的开始时刻计算移动指示量和增益控制量。然后这些量被保持在电平判断部件1902中直到下次采集为止，并被读入总线。电源刚接通后的这些量的值被设置，使得增益控制量为“1”。这等价于由电平判断部件1902来起动脉搏波信号的采集时的情况。

增益控制器1903根据电平判断部件1902输出的增益控制量来控制放大器1901的放大倍数。

在这种类型的方案中，当脉搏波传感器5开始采集脉搏波时，所获得的脉搏波信号在放大器1901处被放大，并输入电平判断部件1902，然而如上所述，当电源接通时，放大器的放大倍数被设置为“1”。

电平判断部件1902将放大器1901输出的模拟信号转换为数字值，并顺序地将该值写入内部存储器。电平判断部件1902通过在一固定的时期内执行写的操作而存储脉搏波形。然后从存储的脉搏波形中，电平判断部件提取具有最大信号值的脉搏波形，作为脉搏波幅值计算并确定脉搏波幅值的有效位数。这里，假定计算的有效位数为2，电平判断部件计算的移动指示量为5位。增益控制量为32位。结果，增益控制器1903将放大器1901的放大倍数改变为32，因此，从电平判断部件1902中A/D转换器的放大器1901输出的值接近满偏。

另一方面，CPU1读出电平判断部件1902计算的脉搏波幅值和移动指示量并将其与从定时器12中读出的时间一起存贮在RAM3中。移动指示量的位数“5”被送到显示器控制器11，且在显示器10上显示移动指示量的值。换句话说，将移动指示量的值作为脉搏波形的幅值的变化提供给使用者。

CPU1通过与实施方案1和2中确定变化率相同的方式进行处理来确定在脉搏波幅值上的改变。其结果是即使使用脉搏波的幅值作为表示生理信息的指标，也可以确定放松程度和使用生物反馈的自体训练的效果。

<3-2：循环状态参数>

如上所述，由于在边缘部分的血流量与脉搏波形之间存在紧密的关系，如果知道了循环系统(包括边缘部分)的状态，则有可能在某种程度上估计脉搏波中的变化。为了知道循环状态，必须测量诸如血管的柔顺性和粘滞阻力等循环状态参数。这时，需要测量主动脉的接近部分和导管插入主动脉的位置处的血压波形和血流率。为此目的，可以使用将导管插入主动脉的直接测量法或使用超声波的间接测量法。然而，前一种方法是创伤性的，后一种方法需要训练。而且，两种方法都要用大的设备来完成测量。

本发明人已提出过一种方法，其中循环状态参数使用模拟动脉系统工况的电模型来近似计算(参见日本专利申请平6-205747：标题：脉搏波分析仪，或PCT/JP96/03211：标题：用于测量生理状态的装置)。

图22A表示集总的四参数模型，图22B表示集总的五参数模型。具体地说，集总的五参数模型使用一电路来模拟集总的四参数模型中使用的四个参数，即，由于主动脉系统中央处的血液引起的感抗；由于主动脉系统中央处的血液粘滞性引起的血管阻抗(粘滞阻抗)；边缘部分血管的柔顺性(粘滞性)；和边缘部分处的血管阻抗(粘滞阻抗)；以及主动脉柔顺性；这些参数对判断循环系统的工况有帮助。

这些参数和构成集总的参数模型的元件之间的关系如下：

电容Cc：主动脉柔顺性(cm⁵/dyn)

电阻Rc：在动脉系统中央处由于血液粘滞引起的血管阻抗(dyn.s/cm⁵)

电感L：在动脉系统中央处的血液惯性(dyn.s²/cm⁵)

电容C：在动脉系统的边缘处的血管柔顺性(cm⁵/cyn)

电阻Rp：在动脉系统的边缘处由于血液粘滞性引起的血管阻抗(dyn.s/cm⁵)

流经电路各部分的电流i、ip、ic和is对应于血流量(cm³/s)。电流i对应于在主动脉处的血流量，电流is对应于从左心室泵出的血流量。输入电压e对应于左心室的压力(dyn/cm²)，而电压V₁对应于主动脉的接端部分处的电压(dyn/cm²)。电容C的端电压Vp对应于径向动脉处的血压(dyn/cm²)。另外，二极管D对应于主动脉阀。在对应于收缩期的时期，二极管D导通(阀打开)，在对应于舒张期的时期二极管D则断开(阀关闭)。

这些技术的详细解释由上述参考文献覆盖。然而，简单地说，它为集总参数模型提供对应于受试者主动脉的接端部分处的血压波形的电信号。然后，每个元件的值是，基于由图21中的每搏冲击量测量器2101测量的每搏量确定使得响应波形与由脉搏波检测器2102检测的径向动脉波形一致。此外，如果相应于每搏冲击量测量器2101的结构加到图2的结构上，处理可由CPU1执行。

由于动脉系统边缘处的粘滞性和血管柔顺性引起的血管阻抗被认为与边缘部分的血流量密切相关。因此，当CPU1判定作为表示生理状态的指标的柔顺性C和电阻Rp的变化的结果时，就可以确定放松程度和使用生物反馈的自体训练的结果。还有一种可接受的方案是当使用者进行使用生物反馈的自体训练时确定循环状态参数并向其提示。

<3-2-1：脉搏波形的畸变>

在图21所示的方案中，当计算每个循环状态参数值时，必须检测使用者的每搏冲击量和径向动脉波形。这比较麻烦，因而是一个问题。因而循环状态参数是基于径向动脉波形通过把重点在主动脉压力变化上推导，并用畸变表示波形的形状。

在这种情况下，CPU1确定径向动脉波形每次心搏的平均波形，然后通过对平均波形进行快速傅里叶变换(FFT)来完成傅里叶分析。然后，基波的幅值A₁，二次谐波的幅值A₂，三次谐波的幅值A₃...直到n次谐波的幅值A_n都可从该分析结果的频谱中获得。这里，n(自然数)的值优选地在考虑了谐波幅值的大小而确定。基于这些幅值，然后，由下面的等式定义的畸变d由CPU1计算。

畸变

d = \frac{\sqrt{A_{2}^{2} + A_{3}^{2} + \cdot \cdot \cdot + A_{n}^{2}}}{A_{1}}

接下来，从获得的畸变d估计循环状态参数。进行该估计的基础是径向动脉波形的畸变d和每个循环状态参数之间存在相关性。即，预先对一些受试者测试循环状态参数和畸变d，并推导畸变d和循环状态参数之间的相关方程。图23-26画出了测量的畸变和循环状态参数Rc、Rp、L和C之间的相关的例子。主动脉柔顺性Cc没有表示在这些图中，然而，关于其相关方程可用与其它四个参数相同的方式获得。CPU1使用相应的相关方程从畸变d计算循环状态参数Rc、Rp、L、C和Cc。

作为本方案的结果，可以删掉图21所示结构的每搏量测量器2101。

<3-3：脉搏波形的差异>

为了知道包括边缘部分的循环状态参数，重点可以放在脉搏波本身，以及上述的循环状态参数上。因而，将从限定脉搏波形状的波形参数对使用者放松程度的确认和使用生物反馈的自体训练的效果作一个审查。在审查脉搏波形状时，有两种方法可供考虑。第一种审查脉搏波形的时域，第二种审查脉搏波形的频域。下面讲述每种审查方法。

<3-3-1：时域>

首先，使用脉搏波形的时域分析结果，进行确定诸如放松程度等效果的审查。通常，脉搏波的一次心搏的波形具有如图27所示的形状。血压由纵轴表示，时间由横轴表示。下面描述限定脉搏波波形形状的波形参数。

1.时间t6，与连续的心搏相关的连续波形中上升开始处之间的时段(在以后的叙述中，波形中的这一上升开始时间称为“脉搏波起始时间”)

2.在脉搏波中顺序出现的极大值P1、极小值P2、极大值P3、极小值P4和极大值P5处的血压值y1-y5

3.消逝时间t1-t5，代表从脉搏波起始直到各个点P1至P5分别出现经过的各个时间。

为了计算波形参数，应提取与前述各个极大值点和极小值点相关的称为“峰值信息”的信息。下面将描述的波形提取存储器从所采集的脉搏波形中提取峰值信息。由于峰值信息的细节与波形提取存储器的操作和结构有关，其解释将在描述电路结构时做出。

<3-3-1-1：波形提取存储器的结构>

现参照图28描述波形提取存储器的结构。假设波形提取存储器180受微计算机181的控制。应注意，本方案可以用硬件实现。然而，基于图2的方案，用软件也能实现相同功能的结构。

在图28中，182是根据固定的循环采样时钟φ将从脉搏波传感器5输出的脉搏波信号转换为数字信号的A/D转换器，标号183表示低通滤波器，它从A/D转换器182顺序输出的数字信号中去掉超过特定截止频率的分量，并将结果顺序地输出作为波形值W。

标号184表示由RAM形成的波形存储器，它顺序地存储经由低通滤波器183输出的波形值W。标号191表示波形值寻址计数器，它在微计算机181输出一START指示开始采集脉搏波的时段过程中开始计数采样时钟φ计数。波形值寻址计数器191输出计数结果作为波形值地址ADR1，波形值W将被写到该地址上。该波形值地址ADR1用微计算机181监测。标号192表示一选择器。当微计算机181没有输出选择信号S1时，选择器192选择由波形值寻址计数器191输出的波形值地址，ADR1，并将选定的波形值地址ADR1送到波形存储器184的地址输入端。相反，当选择信号S1由微计算机181输出时，选择器192选择由微计算机181输出的读出地址ADR4，并将选定的地址ADR4送到波形存储器184的地址输入端。

图中的标号201表示一微分电路，它计算从低能滤波器183顺序输出的波形值W的时间微分。202是过零检测电路，它在由于波形值W是极大值或极小值而使波形值的时间微分为0时输出过零检测脉冲Z。更精密地，过零检测电路202还用于检测图29中的脉搏波形的峰值P1、P2......。当对应于这些峰值的波形值W被输入时，输出过零检测脉冲Z。

203是峰值寻址计数器。峰值寻址计数器203计数过零检测脉冲Z，而微计算机181输出一START指示开始收集脉搏波。然后峰值寻址计算器输出作为峰值地址ADR2计数结果。

204是滑动平均计算电路，它计算到目前时间点从微分电路201输出的过去固定数目的波形值W的时间微分的平均值。计算的结果作为斜率信息SLP输出，表示到目前时间点的脉搏波斜率。

205表示用于存储下述的峰值信息的峰值信息存储器。下面将更详细地解释峰值信息。即详细说明下列关于图30所示的峰值信息。

1.波形值地址ADR1

波形值地址ADR1是当从低通滤波器183输出的波形值W是极大值或极小值时从波形值寻址计数器191输出的写地址。换句话说，它是在波形存储器184中用于与极大值或极小值相对应的波形值W的写地址。

2.峰值类型B/T

峰值类型是表示将被写到波形值地址ADR1上的波形值W是极大值T(Top)还是极小值B(Bottom)的信息。

3.波形值W

它是对应于极大值或极小值的波形值。

4.搏动信息STRK

搏动信息是从前一个峰值到相关峰值的波形值的改变量。

5.斜率信息SLP

它是直到相关峰值的固定数目的过去波形值的时间微分的滑动平均值。

<3-3-1-2：波形提取存储器的操作>

现在单独解释在微计算机181的控制下波形提取存储器180的操作。

<3-3-1-2-1：波形和峰值信息的收集>

当微计算机181输出-START指示开始收集波形时，波形值寻址计数器191和峰值寻址计数器203停止被复位。

结果，通过波形值寻址计数器191起动采样时钟计数器。计数值经由选择器192送到波形存贮器184作为波形值地址ADR1。从人体检测到的脉搏波信号输入到A/D转换器182，并根据采样时钟φ顺序地转换成数字信号。然后这些转换后的数字信号经由低通滤波器183顺序地输出作为波形值W。依此方式输出的波形值W顺序地送到波形存储器184，并写入由目前时间点的波形值地址ADR1限定的存储器区域。作为前述操作的结果，对应于径向动脉波形的连续的波形值被存贮在波形存储器184中。该连接的波形值W如图29所示。

与前述操作平行，峰值信息的检测和写入峰值信息存贮器205按下述方法进行。

首先，从低通滤波器183输出的波形值W的时间微分由微分电路201计算，然后输入过零检测电路202和滑动平均值计算电路204。滑动平均值计算电路204计算每次收到波形值W的时间微分时过去特定数目的时间微分的平均值(即滑动平均值)，并将计算结果输出作为斜率信息SLP。当波形值W上升或达到极大值时，输出的斜率信息SLP是一个正值。相反地，当波形值W下降或到达极小值时，输出的斜率信息SLP是一个负值。

例如，当对应于图29中的极大值P₁的波形值W从低通滤波器183输出时，微分电路204输出0作为时间微分，过零检测电路202输出过零检测脉冲Z。

结果，微计算机在该时间点采集波形地址ADR1、波形值W、峰值地址ADR2、斜率信息SLP，波形地址ADR1是波形值寻址计数器191的计数值，峰值地址ADR2是值峰寻址计数器的计数值(这里ADR2＝0)。另外，当输出过零检测脉冲Z时，峰值寻址计数器203的计数值ADR2为1。

微计算机181基于采集的斜率信息SLP的符号产生峰值类型B/T。在这种情况下，当输出极大值P₁的波形值时，则在该时间点输出正的斜率信息。结果，微计算机将峰值信息的值B/T设置为对应于极大值的一个值。微计算机181不加修改地表示作为写地址ADR3的从峰值寻址计数器203拾取的峰值地址ADR2(这里ADR2＝0)，并把波形值W、其波形地址ADR1、峰值类型B/T以及作为第一次峰值信息的斜率信息SLP写入峰值信息存储器205。在写第一次峰值信息时，并没有产生或写入冲击信息STRK，因为不存在前一次峰值信息。

例如，当对应于图29中极小值P₂的波形值W被顺序地由低通滤波器183中输出时，过零检测脉冲Z以与上述相同的方式输出，且写地址ADR1波形值W，峰值地址ADR2(＝1)和斜率信息(＜0)由微计算机181拾取。

然后以与上述相同的方式，微计算机181基于斜率信息SLP判断峰值类型B/T(在这里是B)。然后微计算机181读出比峰值地址ADR2小1的地址并作为地址ADR3送到峰值信息存贮器205。然后读出记录的第一次写下的波形值W。然后，微计算机181计算在当前时间从低通滤波器183拾取的波形值W和从峰值信息存贮器205中读取的第一次拾取的波形值W之间的差，由此获得的搏动信息STRK。这样获得的峰值类型B/T和搏动信息STRK作为第二次峰值信息写入峰值信息存贮器205中对应于峰值地址ADR3＝1的记录区域，一同写入的其它信息有波形值地址ADR1，波形值W和斜率信息SLP。然后在检测到峰值P₃、P₄...时进行相同的操作。

一旦特定的时间段经过之后，微计算机181停止输出波形采集指令START，并终止波形值W和峰值信息的采集。

<3-3-1-2-2：脉搏波形分类处理>

微计算机181执行从存储在峰值信息存储器205中的对应于在一次心搏波形上进行波形参数采集的信息的各种信息中逐一登记的处理。

首先，从峰值信息存储器205顺序读出对应于每个峰值P₁、P₂...的斜率信息SLP和搏动信息STAK。其次，从每个搏动信息STRK中挑选出对应于正斜率的搏动信息(即对应的斜率信息SLP是正的)，然后从该搏动信息中选出特定数目的极大值。然后，对应于平均值的搏动信息从选定的搏动信息中选出，而且获得了其波形参数将被提取的一次心搏的脉搏波的上升部分(例如，由图29的符号STRKM表示的上升部分)的搏动信息。然后，获得该斜率信息的峰值地址前面的峰值地址(即在点P₆的峰值地址，其波形参数将被提取的一次心搏的脉搏波的开始处)。

<3-3-1-2-3：波形参数的提取>

微计算机181通过参考对应于存贮在峰值信息存储器205中的一次心搏的脉搏波的每个峰值信息计算每个波形参数。该过程可进行如下。

1.血压值y₁-y₅

对应于峰P₇-P₁₁的波形值被分别定义为y₁-y₅。

2.时间t₁

对应于峰P₆的波形地址从对应于峰值P₇的波形地址中减去。将该结果乘以采样时钟周期φ来计算t₁。

3.时间t₂-t₆

同上述t₁的情况一样，t₂-t₆基于每个相应峰的波形地址中的差计算。

此外，以此方式获得的每个波形参数存储在微计算机181内的缓冲存储器中。基于这些波形参数，CPU1确定其中的变化作为生理状态的指标。结果，有可能确认放松程度和使用生物反馈的自体训练的效果。例如，相邻脉搏波的峰P₁之间的间隔是前述的RR间隔，因此，有可能不依赖于FFT处理就获得该RR50间隔，并确认放松程度。

<3-3-2：频域>

然后，使用脉搏波形的频域分析结果进行确认放松程度的审查。相信从脉搏波形的频率分析获得的频谱，或更具体地，频谱的幅度和相位有利于作为脉搏波形的特征信息。

FFT(快速傅里叶变换)和类似技术是实施波形频率分析的常用方法，因此首先被考虑用作实施波形频率分析的方法。形成脉搏波波形的各个波不具有相同的形状，而且随时间改变。此外，每个波的波长并不固定。在这种情况下在实施FFT时，要使用一种方法，其中通过将表现为这类无序(chaotic)运动的脉搏波视为具有极长周期的波形而实施FFT。

当使用FFT时，可以获得更详细的脉搏波谱但计算量将变得相当大。因此，为了在使用中能快速获得随时间产生的脉搏波频谱，本发明人研制了下述的频率分析器。对脉搏波形进行频率分析的这种频率分析器是用于提取欲获得的频谱的幅度和相位的一种频谱检测电路。频率分析器由微计算机181控制，并与波形提取存储器180同步工作以高速检测脉搏波频谱。

<3-3-2-1：频率分析器的结构>

现在参照图31说明频率分析器的结构。这里假定波形提取存储器180由微计算机181控制。应注意，该方案可用硬件实现。然而，基于图2的方案，等同功能的结构也可以用软件实现。

图31是详细表示频率分析器210的方框图。频率分析器210经由微计算机181接收每次心搏的脉搏波的波形值WD。所接收的波形值WD以高速重复再生。频率分析是在每次心搏时进行，以计算构成脉搏波的频谱。此外，频率分析器210按时间段计算形成脉搏波的每个频谱，从波形的基本波谱开始，随后是二次谐波谱，以此类推。

当微计算机181向频率分析器210输出一次心搏的脉搏波的初始波形值WD时，同步信号SYNC和该次心搏包含的波形WD的数目N也被输出，且选择信号S2被切换。另外，当微计算机181输出一个心搏的波形值WD时，随着波形值WD的传送从0改变到N-1的写地址ADR5也顺序地输出。

缓冲存储器211和212用来存储以此方式从微计算机181输出的波形值WD。

分配器213将经由微计算机181送来的脉搏波的波形值WD根据选择信号S2输出到缓冲存储器211或212。

选择器214根据选择信号S2选择缓冲存储器211或212，由所选的存储器输出的波形值WH输出到下面将说明的高速再生器220上。

选择器215和216根据选择信号S2选择由高速再生器220产生的读地址ADR6(下面将解释)或写地址ADR5，并将选中的地址送到每个缓冲存储器211和212上。

在上述分配器213的切换中，选择器214-216之间的切换基于选择信号S2控制。结果，在数据被写入缓冲存储器211的过程中，数据从缓冲存储器212中读出并送到高速再生器220中。类似地，在数据被写入缓冲存储器212的过程中，数据从缓冲存储器211中读出并送到高速再生器220中。

高速再生器220从缓冲存储器211和212中读出对应于每次心搏的波形值。高速再生器220在0到N-1的范围内改变读出的地址ADR6(这里N是被读出的波形值的数目)。更具体地，在对应于给定心搏的每个波形值WD被写入一个缓冲存储的过程中，高速再生器220产生一读地址ADR6。对应于给定心搏的前一次的心搏的所有波形值WD从另一个缓冲存储器中多次读出。在这种情况下，读出地址ADR6的产生被控制，使得对应于一次心搏所有波形值WD都在固定的时间周期内读出。用于读出对应于一次心搏的所有波形值的时间周期可以根据被检测的频谱的阶数而改变。例如，在分别检测基波谱、二次谐波谱、三次谐波谱...时，相应的时间周期分别为T、2T、3T...。此外，高速再生器220还包含插值器，对从缓冲存储器211或212读出的波形值WH进行插值，并输出插值后的波形值WH作为固定的样本频率m/T的波形值(这里m是一个特定的常数)。

正弦波发生器221是频率可变的波形发生器，它顺序地输出对应于待检测的频谱的阶数的周期为T、2T、3T、4T、5T和6T的正弦波。正弦波发生器221由微计算机181控制。

带通波波器222是一个其通带的中心频率是一个特定值，1/T带通滤波器。

频谱检测器223基于带通滤波器222的输出电平检测脉搏波的每个频谱的幅值H₁-H₆，并基于带通滤器222的检测信号的相位和正弦波发生器221输出的正弦波的相位之间的差检测每个谱的相位Q₁-Q₆。

<3-3-2-2：频率分析器的操作>

如上所述，频率分析器210通过将其操作与波形提取存储器180相耦合以高速检测波形频谱。因此，微计算机180和波形提取存储器180的操作将在下面解释。

<3-3-2-2-1：波形分类>

如在波形提取存储器180的操作这一段所述(3-3-1-2)，当微计算机181输出波形采集指令START时，进行波形及其峰值信息的采集。所采集的波形存储在波形存储器184中，而峰值信息存储在波形提取存储器180内的峰值信息存储器205中。

当产生对应于极小值点P₂的冲击信息时，如果峰值信息中的搏动信息超过特定值时，即搏动值足够大以致于可认为它对应于波形中的上升(参见图29中的STRKM)，则微计算机181执行下述操作。即，在这种情况下，微计算机181从峰值信息存储器205中读出作为搏动的起始点的极小值的波形地址(例如，参见图29的STRKM的起始点P₆)，并将该波形地址写入微计算机181内的移位寄存器。之后，对检测的峰P₃、P₄...实施相同的操作。

<3-3-2-2-2：波形传输>

与前述操作平行，微计算机181从波形提取存储器180内的波形存储器184顺序地读出波形值，且将这些波形作为波形数据WD发送到频率分析器210。如图33所示，选择信号S₁随时钟切换，而波形存储器184与选择信号S₁的切换同步地在写和读模式之间切换。

然而，在图32中，当对应于给定心搏的心搏部分的脉搏波Wn的波形值输入到波形存储器184，当输入时对应于该心搏的脉搏波的初次极小值时，产生过零检测脉冲Z。波形值地址ADR1＝Ao被写入峰值信息存储器205(参见图33)。相应地，当极大值(地址A1)被输入波形提取存储器180，也产生过零检测脉冲Z(见图33)。当该极大值和前一个极小值(地址Ao)之间的搏动是上述的一个特定值时，则极小值地址Ao被写入微计算机181内的移动寄存器。这样写入的波形地址在两次心搏之后从移位寄存器顺序地输出，并被微计算机181拾取作为将被频率分析器210发送的心搏部分的波形值WD的初始地址。换句话说，在图32中，当对应于给定心搏的波形Wn的极大值的地址Wn被写入移位地址时，从移位寄存器中输出先前写入移位寄位器中的在当前心搏的2个心搏前的脉搏波Wn-2的起始地址(即，起始极小值地址)，并用微计算机181检测。

这时，微计算机181参考移位寄存器的内容，获得脉搏波Wn-2的起始极小值的波形地址和下一个脉搏波Wn-1的起始极小值的波形地址之间的差异。换句话说，微计算机181获得包含在一个心搏部分的脉搏波Wn-1中的波形值的数目N。该结果与同步信号SYNC一起输出到频率分析器210。例如，选择信事情S₂通过分配器213和选择器214-216之间的内部联接(如图31中的实线所示)在时间上随同步信号SYNC切换。

微计算机181从脉搏波Wn-Z的起始极小值波形地址顺序增大读出地址ADR4，并经由选择器192将结果送到波形存储器184。读地址ADR4的改变比写地址ADR1快(例如，快两倍)。这样使得对应于脉搏波Wn-1的前一个脉搏波Wn-2的所有波形值能够在与脉搏波Wn之前的心搏相关的脉搏波Wn+1的极大值输入到波形提取存储器180之前被读出。与脉搏波Wn在波形存储器184中的存储平行，两次心搏前的脉搏波Wn-2的波形值WD由微计算机181从波形存储器184读出，发送到频率分析器210，并经由分配器213送到缓冲存储器211。随着波形值WD被顺序地送到缓冲存储器211，写地址ADR5同步地从0顺序增大到N-1，并经由选择器215送到缓冲存储器211。结果，对应于脉搏波Wn-2的每个波形值WD被存储在缓冲存储器211的地址为0-N-1的每个记录区域。

<3-3-2-2-3：高速再生>

与上述操作平行，高速再生器220输出读地址ADR6，并经由选择器ADR6送到缓冲存储器212。结果，对应在脉冲波Wn-2之前的心搏的脉搏波Wn-3的每个波形值WD从缓冲存储器212中读出并经由选择器214以高速再生器拾取。

在缓冲存储器212中的对应脉搏波Wn-3的每个波形值WD，以比在缓冲存储器211中存储每个对应脉搏波Wn-2的速度更快的速度，被重复地读出多次。在这种情况下，控制读地址ADR6增大的速度，使得对应脉搏波Wn-3的所有波形值WD能在固定的时间周期T内读出。换句话说，如图34所示，当从缓冲存储器212被读出的波形值WD的数目是一个较大的值N1时，高速再生器以高速增加读地址ADR6。相反，如图35所示，当从缓冲存储器212被读出的波形值WD的数目是较小的值N₂时，高速再生器220以低速增大读地址ADR6。因此，在固定的时间周期T内，读地址ADR6从0改变到N1-1或从0改变到N2-1。依此方式顺序读出的波形值WD在高速再生器220中被插值计算，成为具有固定采样频率m/T的波形值，然后被送到带通滤波器222。

<3-3-2-24：频谱检测>

带通滤波器从接收的波形值的时序数据中选择频率为1/T的信号，使该信号通过到达频谱检测器223。

如图36所示，正弦波发生器221发生频率为T的正弦波，并送到频率检测器223。频谱检测器223检测几个波的带通滤波器222的输出信号电平，并输出代表值作为脉搏波Wn-3的基波谱的幅度H₁。频谱检测器223还在几个波上检测带通滤波器222的输出信号的相位和从正弦波发生器221输出的正弦波的相位之间的差，并输出作为脉搏波Wn-3的基波谱的相位Q₁的代表值。例如，对每个代表值，计算对应于基波谱输出前的每个波的相位差和输出信号电平的滑动平均值。

在检测基波谱时，高速再生器220设置读地址ADR6的增加速度为，例如，因此能够在固定的时间周期2T内读出所有脉搏波Wn-3的波形值，重复读出对应脉搏波Wn-3的波形值WH，将波形值送给带通滤波器222(见图36)。从包含波形值WH的时序数据中，频率为1/T的这些信号，即这些信号对应脉搏波Wn-3的二次谐波，它们通过带通滤波器222并被送到频谱检测器223。结果，频谱检测器223检测并输出脉搏波Wn-3的二次谐波的幅值H₂。正弦波发生器221产生周期为2T的正弦波并将它们送到频谱检测器223(见图36)。结果，频谱检测器223输出脉搏波Wn-3的基波谱的相位Q₂。

之后，在检测基波谱时，读地址ADR6的增大速度顺序地从1/3、1/4、1/5和1/6切换，而与此一致，正弦波发生器221产生的正弦波的周期顺序地从3T、4T、5T和6T切换。频谱检测器223通过与上述相同的操作输出3至6阶高次谐波谱的幅值H₃-H₆和相位Q₃-Q₆。每个这样获得的脉搏波Wn-3的频谱由微计算机181拾取。微计算机181使用时钟φ的周期τ和对应脉搏波Wn-3的波形值WD的数目N计算基波的频率f＝1/(Nτ)，并与前述波谱一起输出该结果。

然后，当脉搏波Wn后的一次心搏的脉搏波Wn+1开始增大且起始极大值被输入波形提取存储器180，微计算机181产生一同步信号SYNC，并且包含在脉搏波Wn-2的波形值WD的数目N被输出。此外，选择信号S₂随着分配器213和选择器214-216之间的内部连接成为图31中的虚线所示的被反相。与脉搏波Wn+1在波形存储器184中的存储平行，微计算机181从波形存储器184读出两次心搏前的脉搏波Wn-1的波形值WD，并发送到频率分析器210。从那里，波形值WD经由分配器213顺序地送到缓冲存储器212。

与此操作平行，由高速再生器220从缓冲存储器211读出对应一个心搏前的脉搏波Wn-2的每个波形值WD，并由高速再生器220插值然后作为波形值WH输出。把对脉搏波Wn-3进行的相同的处理施加给脉搏波Wn-2的波形值WH，以获得其频谱。

相应地，对每个顺序到达的脉搏波实施与上述等同的操作，因而获得每个脉搏波的连续频谱。换句话说，获得了对应这些心搏中的每一个的参数：幅值H₁-H₆和相位Q₁-Q₆。其中，已知生理条件的改变被Q₄很好地表达了。因而，CPU1能确定这种改变可以作为表示生理信息的指标，并确认放松程度和使用生物反馈的自体训练的效果。

<3-4：小波转换>

前述实施方案通过把脉搏波传感器5来的脉搏波的进行FFT变换确定脉搏波中的改变。然而，本发明不限于使用FFT。例如，也可以在进行小波转换后在每个频域使用脉搏波的分析结果，以获得脉搏波形中的改变。

现在描述一种对从脉搏波传感器5来的脉搏波进行小波转换的结构。该结构可通过用图37的结构代替图1中的生理信息提取器101来实现。

在图37中，小波转换器700对来自脉搏波传感器5输出的脉搏波信号MH实施常规小波转换，并产生脉搏波分析数据MKD。

其中时间频率分析时，通常，信号同时地在时域和频域两方面进行分析，小波是信号部分被提取的单元。小波转换说明在这些单元中被提取的信号的每个部分的大小。作为定义小波转换的基本函数。时间和频率都被区域化的函数被引入作为母小波(motherwavelet)。这里，下述函数定义了使用函数f(x)的母小波

的小波转换。

(W_{ψ} f) (b, a) = {&Integral;}_{- \infty}^{\infty} \frac{1}{\sqrt{a}} ψ (\frac{x - b}{a}) f (x) dx \cdot \cdot \cdot \cdot \cdot \cdot (1)

在方程(1)中，b是变换母小波时使用的参数，a是定标时使用的参数。因此，方程(1)中的小波是在只用b转换母小波且只用a对它定标时获得的小波。由于母小波

的宽度响应定标参数a而延伸，ya对应于频率。下面更详细地描述小波转换器700的结构。

频率校正器800对脉搏波分析数据MKD实施频率校正。当比较从不同频区来的数据时，有必要对应上述方程(1)的频率对[1/a^1/2]项的作用进行校正。频率校正器800就用于此目的。即频率校正器800通过用系数a^1/2乘以小波数据WD产生校正的脉搏波数据MKD。结果，有可能基于每个相应的频率进行校正，使得每频率上的能量密度成为常数。

<3-4-1：小波转换器>

接下来参照图38描述小波转换器700的详细结构。

从脉搏波传感器5来的脉搏波形MH送到波形整形器710和A/D转换器720。波形整形器710与脉搏波MH同步产生时钟CK和控制信号CS。图39表示波形整形器710的方框图。在该图中振铃滤波器711具有中间频率为2.2Hz，通带为0.8-3.5Hz的高Q值。脉搏波的基波成分通常在0.8-3.5Hz范围内。因此当脉搏波MH经过振铃滤波器7n时，基波分量被提取了。例如，当图40A所示的脉搏波MH经过振铃滤波器711时，获得了图40B所示的正弦波。

然后，过零检测电路712形成比较部件或类似物，通过比较巨电平(grand level)与振铃滤波器711的输出信号产生矩形波。该矩形波与心搏同步。例如，如果振铃滤波器712的输出信号如图40B所示，则过零检测电路712的输出信号如图40C所示。

比较部件713、环路滤波器714、压控振荡电路715和分频电路716构成一种PLL(锁相环)。当过零检测电路的输出信号作为一个输出送到比较部件713，且分频电路716的输出信号作为另一个输入送到比较部件713时，比较部件713输出一个对应于两个输入信号之间的相位差的误差信号。当误差信号经由环路滤波器714送到压控振荡电路715时，压控振荡电路715输出一个时钟CK。时钟CK在分频电路716分成1/8s，且反馈回比较部件713作为另一个输入。在这种情况下，如图40D所示，时钟CK的频率与过零检测电路712输出的信号的频率相比大8倍。之后，时钟CK在分频电路717中分为一半，并输出作为控制信号CS，如图40E所示。

现在返回去解释图38，脉搏波MH由A/D转换器720转换为数字信号，并存储在第一存储器730和第二存储器740中。控制信号CS直接送到第一存储器730的写使能端，控制信号CS经反相器750反相后送到第二存储器740的写使能端。结果，第一和第二存储器730、740以时钟周期单位交替地存储脉搏波形MH。

微处理器760选择从第一和第二存储器730和740交替地读出的脉搏波数据MD，并将该数据送到基本函数形成器W。脉搏波数据MD在第一存储器730的写间隔从第二存储器740读出，然后在第一存储器730的读时间内写入第二存储器740。

然后，基本函数形成器W被设计用来计算上述方程(1)。基本函数形成器W以时钟CK提供的时钟周期进行这个处理。基本函数形成器W包括记录母小波的基本函数记录器W1、转换定标参数a的定标转换器W2，缓冲存储器W3、进行变换的平行变换器W4和乘法器W5。应注意，存储在基本函数记录器W1中的母小波可以使用各种合适类型的小波，包括Gabor小波、Mexican hat小波、Harr小波、Meyer小波、Shannon小波等等。

当母小波从基本函数记录器W1中读出时，定标参数a的转换由定标转换器W2进行。定标参数a对应于周期，因此，a越大，母小波沿时间轴延伸越远。在这种情况下，记录在基本函数记录器W1中的母小波的数据量是固定的，因此a变大时，单位时间的数据量降低了。定标转换器W2进行插值以修正它，并当a变得更小的通过剔除处理产生函数

该数据在缓冲存储器W3中存储一次。

然后，平行变换器W4在对应变换参数b的定时从缓冲存储器W3中读出函数

对函数

进行平行转换以产生函数

然后，乘法器W5通过将变量1/a^1/2、函数与脉搏波数据MD相乘来进行小波转换，以产生脉搏波分析数据MKD。在本例中，脉搏波分析数据MDK被分成8个频区：OHz-0.5Hz、0.5Hz-1.0Hz、1.0Hz-1.5Hz、1.5Hz-2.0Hz、2.0Hz-2.5Hz、2.5Hz-3.0Hz、3.0Hz-3.5Hz、3.5Hz-4.0Hz，并输出。基本函数形成器W如上所述在时钟周期进行计算处理。由于时钟频率被设为8倍的脉搏波MH的基波频率，每次心搏产生的脉搏波分析数据MKD成为如图41所示的数据M11-M88。

脉搏波分析数据MKD的校正由频率校正器800执行，并作为校正后的脉搏波数据MKD’即表示生理状态的指标送到图1所示的判断部件103和存储部件102中。

注意，图38至图41所示的用于小波转换的结构只是作为例子。此外，该元件的结构可基于所使用的生理状态的指标而确定。例如，如果指标是脉搏波的幅值，则图中所示的结构是可行的。然而，如果包含时间轴，例如RR50，则可以使用一种在固定的间隔执行小波转换的结构，不用确定波形整形器710的心搏计时，并确定数据M18出现的间隔。在这种情况下指定数据M18的原因在于这样由于在脉搏波形的每次心搏的尖峰易于确定在该上升区域何处表示高频成分的数据变大。

<4：其它实施例>

现在描述本发明的其它实施例。

<4-1：项链型>

除了上述的手表以外，可以考虑其它各种便携装置。例如，本发明的装置可以与一个附件合并在一起，例如图42所示的项链。图中，31是由海绵状防震材料做成的传感器盘。脉搏波传感器5附在传感器盘31的中间以便与皮肤表面接触。当使用者戴上项链时，传感器5与颈部后表面上的皮肤接触，以测量脉搏波。在图42中，装置的关键元件被植入中空的卷筒(broach)型的盒体32中。脉搏波传感器5和盒体5都附在链33上，并经由嵌入链33的导线(未画出)而电连接。

<4-2：眼镜>

作为便携装置的另一个例子，本发明的装置可以与一付眼镜合并在一起，如图43所示。在这种方案中，该实施例的装置的主体附在镜框的柄41上。装置的主体分成盒42a和盒42b，它们经由嵌入在柄41中的导线电连接。导线也可沿柄的外侧延伸。

液晶面板44附在盒42a的透镜侧43的整个表面上。反射镜45以特定的角度固定在这一横向表面的边缘上。用于包含光源(未示出)的液晶面板44的驱动电路装在盒42a中。从光源发出的光穿过液晶面板44，在反射镜45反射以入射到眼镜的镜片43上。因此，该方案的镜片43对应于图2中的显示器10。

该装置的主要元件装入盒42b。脉搏波传感器5装在盘46中。通过夹住盘46之间的耳垂，能将脉搏波传感器固定到位。

<4-3：卡片型>

作为另一个实施例，本发明的装置可以做成卡片型，如图44所示。例如，这种形状的装置放在受试者衬衣的左上口袋中。脉搏波传感器5附在使用者左手食指的根部和第二关节之间，例如以与图6所示的手表情况相同的方式。脉搏波传感器5经由导线31与装在盒内的A/D转换器6电连接。

<4-4：计步器>

作为本发明的另一个实施例，例如，可以考虑图45A所示的计步器。这种计步器装置在主体附在受试者的腰带上，如图45B所示。同卡片型装置的情况相同，本实施例中的脉搏波传感器5附在左手食指的根部和第二关节之间。在这种情况下，连接装置主体和脉搏波传感器的导线33优选在缝在衣服里，以不妨碍使用者的活动。

<5：用于提示的其它方案>

前述实施方案1和2使用依赖使用者的听觉声源7，以便向使用者提示表示生理状态的指标。然而，还有许多用于提示的其它方案也可被考虑。

因为使用者的眼睛是闭上的，提示的装置必须依赖视觉以外的其它感觉。

因此，可用的一种方法是通过将各种提示转换成合成的语音用声源7提示使用者。例如，诸如RR50的数值或级别必须不加修饰地读给使用者。类似地，在运动超过特定值的情况下，必须用合成语音提示使用者。也可以提供一个机构，由它演奏一段已被预置对应于提示内容的乐曲。

还可以考虑利用使用者的嗅觉的一种方法，其中对装置提供了一个能发出香味或类似物的机构。发出的香味类型根据要传送的提示而变化。

最后，可以考虑使用一种依赖于使用者的触觉的方法，它通过旋转一个偏心棒向使用者传达振动而发出振动警报。在这种情况下，振动的频率或强度根据要传达的提示而变化。

提示包括：a)指标正在上升，b)已达到足够放松的状态、c)停止测量，所有的都发生在使用者自体训练的过程中。因此，可以在a)发生的情况下使用听觉发出提示，在b)发生的情况下使用嗅觉发出提示，等等。另外，音调、钟声、和嘟嘟声可以分别用于提示a)至c)。

<6：改进>

除了上述第一和第二实施方案以外，各种表示生理状态的指标和装置的配置方案可以进行如下改进。

<6-1：脉搏波传感器，加速传感器>

脉搏波传感器5可以是光学、压力或推进式传感器形式，只要它能与便携装置或附件结合在一起。此外，脉搏波传感器5的安装位置没有特别的限制。甚至，只要它可与便携装置合并在一起，任何方案都是可接受的。

类似地，加速传感器13可以附在人体的任何位置。

<6-2：设置目标值>

在前述第一和第二实施方案中，自体训练的上限和目标值从外部装置设置。然而，本发明不限于此。例如，使用者可利用操作机构4在医生或其它指导者的指导下自己进行设置。

<6-3：模拟显示装置>

自体训练后使用者张开眼睛后，可以使用模拟方式在手表上显示测量值和目标值，以表示生理状态中的改变。

即如图16所示，使用了时针1601、分针1602、秒针1603，用于表示生理状态的指标中的变化的目标值和测量值分别由时钟1601和分针1602表示。在图16所示的情况下，当指针按顺时针方向被驱动时表示指标中的变化增大。在该图所示的例子中，时针1601比分针1602更靠近6点位置，说明测量值仍未达到目标值。使用时针1601、分针1602和秒针1603之外的其它指针的方案也是可以接受的。

例如，可用单独一个指针表示目标值和测量值之间的关系，只要这些值之间的关系是清楚的。图17表示这种方案的一个例子。如图所示，在显示表面1604上有用于表示指标的测量值和目标值之间的差的小指针1605。显示表面上的12点位置对应于目标值，而小指针1605表示测量值。即，当目标值被定义为标准时，用小指针1605的位置表示测量值。因此，如果测量值和目标值一致，则小指针位于12点位置。如果测量值超过目标值，例如，则小指针1605位于1点位置。如果测量值小于目标值，例如，则小指针位于11点位置。

小指针1605的运动可与上述相反。在本例中，时针1601、分针1602和秒针1603都用于表示时间。

Claims

1.一种放松指导装置，包括：

一个提取装置，用于在两个或多个时间点上从人体提取生理状态的指标；

一记录装置，用于记录由所述提取装置提取的指标；和

一脉搏波检测装置，用于根据存储在所述记录装置中的所述指标检测人体脉搏波波形；

其特征在于还包括

一分析装置，用于对从脉搏波检测装置检测的脉搏波波形中得到的每组相邻的脉搏波的时间间隔的改变实施频谱分析；

一判断装置，用于根据通过所述分析装置得到的频谱成分的幅值或者两个幅值的比值判断人体的放松状态；和

一提示装置，用于根据由所述判断装置判断的放松状态来实时地为用户有意识地执行放松训练提供指导。

2.根据权利要求1的放松指导装置，还包括：

一身体运动检测装置，用于检测身体运动；和

一运动提示装置，用于提供关于由身体运动检测装置检测的运动的信息。