本发明涉及从脉波中抽取与身体状态有关的信息，并依据该信息 来测定或诊断身体状态的装置和方法。

在诊断人体循环系统的状况时，一般最常采用的是对血压、心率 等进行测量。因此，从人体内测量得到的收缩压和舒张压值以及心率 是表征循环系统状态，或从更广义来说是表征身体状态的重要信息。 由于这些指标是在一定时间内测量得到的，因此可称之为测量时间内 的代表值。

随着脉波研究的深入，越来越清楚地表明，可采用各种方法来分 析从人体中获得的波形，从而得到仅仅从血压值和心率中不能得出的 各种生理状态。然后，可基于上述获得的生理状态来进行诊断。这里 所用的“脉波”一词指的是从心脏泵出并由血管输送的血液的波。很 显然，可以通过检测和分析脉波来获得各种医学信息。

例如，在东方医学中，医生用他的手指按压病人桡动脉，在皮肤 上施加压力来进行诊脉。医生通过他的手指感觉脉动，从而进行生理 状态的诊断。代表的脉搏波形有平脉、滑脉、弦脉等脉象。

但是，由于对诊脉是基于人手指的微妙触觉来进行诊断身体状态 的，因此这种技术很难传授，需经多年的实践才能达到熟练状态。而 且，如果存在体动，则由于血流的变化而更难掌握正确的脉象。

另外，在进行体能训练时，经常会需要在某一强度下进行运动。 而此时的运动强度是通过运动者的主观评估“困难”、“容易”来得 到的。

但是，根据主观评估所得到的运动强度是不合适的，因为它没有 考虑受试者自身的体能状况。

再者，评估心功能时，主要着眼于代表心脏所排出的血液量的指 标，例如每搏输出量SV和心输出量CO等。

但是，运动或日常活动当中会伴随有一定程度的体动。由于该体 动影响着血液流动，因此这种体动因素将叠加到脉搏波形上。结果 是，在运动或日常活动中不能连续测量每搏输出量SV和心输出量 CO。

本发明的目的是提供一种可同时考虑上述生理状态的以下装置：

1)根据脉搏波形客观地辩别脉象的装置和方法；

2)可客观地检测运动强度的装置和方法；

3)测量每搏输出量和心输出量的装置和方法。

下述装置和方法可根据脉搏波形客观地辩别脉象。

本发明的第一方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的小波变换装置；以及一个对脉波分析数据进行 运算处理，从而产生显示上述脉搏波形种类的脉象数据的脉象数据产 生装置。

本发明的第二方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的第一小波变换装置；一个用于检测身体的体动 并输出体动波形的体动检测装置；一个用于对体动检测装置检测到的 体动波形进行小波变换，从而在每个频率区域内产生体动分析数据的 第二小波变换装置；一个用于从脉波分析数据中减去体动分析数据， 从而产生去除体动成分后的脉波校正数据的屏蔽装置；以及一个对屏 蔽装置产生的脉波校正数据进行运算处理，从而产生显示脉搏波形种 类的脉象数据的脉象数据产生装置。

本发明的第三方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的小波变换装置；一个依据频率区域内的每个相 应带宽，对每个频率点进行能量归一化而校正脉波分析数据，从而产 生脉波校正数据的频率校正装置；以及一个对脉波校正数据进行运算 处理，从而产生显示脉搏波形种类的脉象数据的脉象数据产生装置。

本发明的第四方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的第一小波变换装置；一个依据频率区域内的每 个相应带宽，对每个频率点进行能量归一化而校正脉波分析数据，从 而产生脉波校正数据的第一频率校正装置；一个用于检测身体的体动 并输出体动波形的体动检测装置；一个用于对体动检测装置检测到的 体动波形进行小波变换，从而在每个频率区域内产生体动分析数据的 第二小波变换装置；一个依据频率区域内的每个相应带宽，对每个频 率点进行能量归一化而校正体动分析数据，从而产生校正体动数据的 第二频率校正装置；一个用于从校正脉波分析数据中减去校正体动分 析数据，从而产生去除体动成分后的脉波校正数据的屏蔽装置；以及 一个对屏蔽装置产生的脉波校正数据进行运算处理，从而产生显示脉 搏波形种类的脉象数据的脉象数据产生装置。

本发明的第五方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的第一小波变换装置；一个用于检测身体的体动 并输出体动波形的体动检测装置；一个用于对体动检测装置检测到的 体动波形进行小波变换，从而在每个频率区域内产生体动分析数据的 第二小波变换装置；一个用于从脉波分析数据中减去校正体动分析数 据，从而产生去除体动成分后的脉波校正数据的屏蔽装置；一个依据 频率区域内的每个相应带宽，对每个频率点进行能量归一化而校正脉 波分析数据，从而产生脉波校正数据的频率校正装置；以及一个对屏 蔽装置产生的脉波校正数据进行运算处理，从而产生显示脉搏波形种 类的脉象数据的脉象数据产生装置。

本发明的第六方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个用于在身体的检测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个用于对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，从而在每个频率区域 内产生脉波分析数据的小波变换装置；一个用于从脉波分析数据中去 除相应的体动频率成分，从而产生脉波分析数据的体动去除装置；一 个对体动去除装置所产生的脉波分析数据根据对应的频率进行校 正，从而产生脉波校正数据的频率校正装置；以及一个对脉波分析数 据进行运算处理，从而产生显示脉搏波形种类的脉象数据的脉象数据 产生装置。

本发明的第七方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于上述脉象 数据产生装置具有一个对脉波校正数据进行逆小波变换，从而产生去 除了体动成分后的脉波数据的逆小波变换装置；以及一个根据脉波数 据的峰值信息产生上述脉象数据的数据产生装置。

本发明的第八方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个根据体动检测装置检测到的体动波形而检测生理运动状态的状态 检测装置；以及一个对应于运动状态控制第一小波变换装置，从而改 变受到频率分析的频率区域的控制装置。

本发明的第九方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于所述控制 装置具有一个预先记录生理运动状态和受频率分析的频率区域之间 关系的记录装置；以及一个根据上述状态检测装置检测到的生理运动 状态读取受频率分析的频率区域的读取装置；其中控制装置可根据读 取结果控制受频率分析的频率区域。

本发明的第十方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括一 个检测上述脉搏波形周期的脉波周期检测装置，其中小波变换装置与 检测周期同步进行小波变换。

本发明的第十一方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括 一个检测上述脉搏波形周期的脉波周期检测装置，其中上述第一和第 二小波变换装置与检测周期同步进行小波变换。

本发明的第十二方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于它包括 一个告知由脉象数据产生装置产生的脉象数据的告知装置。

本发明的第十三方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于所述脉 波检测装置由用于施加压力从而检测人体动脉的脉波的压力传感器 组成。

本发明的第十四方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于所述脉 波检测装置为检测接受300至700nm波长的光照射在身体检测部位时 所获得的反射光，并将其作为脉搏波形。

本发明的第十五方面涉及一种脉波诊断装置，其特征在于所述脉 波检测装置为检测接受600至1000nm波长的光照射在身体检测部位 时所获得的透射光，并将其作为脉搏波形。

本发明的第十六方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于它 包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对检 测到的脉搏波形进行小波变换，在每个频率区域内产生脉波分析数 据；以及第三步骤为对脉波分析数据进行运算处理，产生显示脉搏波 形种类的脉象数据。

本发明的第十七方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于它 包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对在 第一步骤中检测到的脉搏波形进行小波变换，在每个频率区域内产生 脉波分析数据；第三步骤为检测身体的体动并产生体动波形；第四步 骤为检测到的体动波形进行小波变换，从而在每个频率区域内产生体 动分析数据；第五步骤为从脉波分析数据中减去体动分析数据，从而 产生去除了体动成分的脉波校正数据；以及第六步骤为对脉波校正数 据进行运算处理，产生显示脉搏波形种类的脉象数据。

本发明的第十八方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于它 包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对在 第一步骤中检测到的脉搏波形进行小波变换，在每个频率区域内产生 脉波分析数据；第三步骤为对频率区域内的每个相应带宽的每个频率 点进行能量归一化而校正脉波分析数据，并产生脉波校正数据；以及 第四步骤为对脉波校正数据进行运算处理，产生显示脉搏波形种类的 脉象数据。

本发明的第十九方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于它 包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对在 第一步骤中检测到的脉搏波形进行小波变换，在每个频率区域内产生 脉波分析数据；第三步骤为对频率区域内的每个相应带宽的每个频率 点进行能量归一化而校正脉波分析数据，并产生脉波校正数据；第四 步骤为检测体动并产生体动脉搏波形；第五步骤为对在第四步骤中检 测到的体动脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析 数据；第六步骤为对频率区域内的每个相应带宽的每个频率点进行能 量归一化来校正体动分析数据，并产生校正体动数据；第七步骤为从 脉波校正数据中减去校正体动数据，并产生去除了体动成分的脉波校 正数据；以及第八步骤为对脉波校正数据进行运算处理，并产生显示 脉搏波形种类的脉象数据。

本发明的第二十方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于它 包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对脉 搏波形进行小波变换，并在每个频率区域内产生脉波分析数据；第三 步骤为检测体动并产生体动脉搏波形；第四步骤为对在第三步骤中检 测到的体动脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析 数据；第五步骤为从脉波分析数据中减去体动分析数据，并在每个频 率区域产生去除了体动成分的脉波数据；第六步骤为对频率区域的每 个相应带宽的每个频率点进行能量归一化来校正脉波数据，并产生脉 波校正数据；以及第七步骤为对脉波校正数据进行运算处理，并产生 显示脉搏波形种类的脉象数据。

本发明的第二十一方面涉及一种脉象数据产生方法，其特征在于 它包括：第一步骤为在身体的检测部位检测脉搏波形；第二步骤为对 脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域内产生脉波分析数据；第 三步骤为从脉波分析数据中去除相应于体动成分的频率成分，并产生 脉波分析数据；第四步骤为对相应于每个频率点的脉波分析数据进行 校正，并产生脉波校正数据；以及第五步骤为对脉波校正数据进行运 算处理，并产生显示脉搏波形种类的脉象数据。

其次，下面的装置和方法可客观地检测运动强度。

本发明的第二十二方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个检测被检者脉率的脉率检测装置；一个检测被检者运动频 率的频率检测装置；一个判定被检脉率与被检运动频率大致相同的点 的判定装置；一个求得相应于判定点的运动强度的第一运算装置；以 及一个以所求得的运动强度作为运动指标的第一告知装置。

本发明的第二十三方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 所述判定装置在被检脉率与被检运动频率的差在±10％时即判定它们 相同。

本发明的第二十四方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个用于记录第一运算装置在一定时间内获得的运动强度的 第一记录装置；以及用于告知第一记录装置随着时间的改变而发生的 记录变化的第二告知装置。

本发明的第二十五方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个用于在所述时间点从被检运动频率或被检脉率中求得时 间运动强度的第二运算装置；以及一个用于告知从第二运算装置中获 得的被检者运动强度的第三告知装置。

本发明的第二十六方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个检测被检者脉率的脉率检测装置；一个检测被检者运动频 率的频率检测装置；一个求得脉率检测装置中检测到的脉率和从频率 检测装置中检测到的频率之间的差，并将该差值与脉率或频率比较的 第一比较装置；以及告知从比较装置中获得的被检者的比较结果的第 四告知装置。

本发明的第二十七方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个检测被检者脉率的脉率检测装置；一个检测被检者运动频 率的频率检测装置；一个比较从脉率检测装置中检测到的脉率和从频 率检测装置中检测到的频率的第二比较装置；以及一个根据比较装置 的比较结果来给被检者提供运动指示，从而提供消除被检频率与被检 脉率之差的方向的第五告知装置，

本发明的第二十八方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 被检者进行的运动为跑步，并且该运动指示测定装置具有预先记录被 检者步幅的第二记录装置；其中频率检测装置检测被检者的跑步频 率，第一或第二运算装置将记录于上述第二记录装置的步幅乘以上述 跑步频率检测装置检测的跑步频率运算所得的值作为运动强度。

本发明的第二十九方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个随着被检者的跑步频率或脉率的变化而校正记录在第二 记录装置中的步幅的校正装置。

本发明的第三十方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于它 包括一个与外围设备进行信息交换的通讯装置。

本发明的第三十一方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 它包括一个记录表示由校正装置校正的步幅、由频率检测装置检测到 的频率、或由脉率检测装置检测到的脉率等中至少一个或多个数据的 第三记录装置；以及将第三记录装置中的数据发送给外围设备的通讯 装置。

本发明的第三十二方面涉及一种运动指标测定装置，其特征在于 所述通讯设备至少可接收一个或多个由外围设备设定的步幅、跑步频 率或脉率数据。

本发明的第三十三方面涉及一种运动指标测定方法，其特征在于 它包括检测受检者运动频率的第二步骤；判定所检脉率和所检运动频 率大致相同的点的第三步骤；求得对应于判定点的运动强度的第四步 骤；以及将所得运动强度作为运动指标告知被检者的第五步骤。

本发明的第三十四方面涉及一种运动指标测定方法，其特征在于 它包括在一定时间内记录运动强度的第六步骤；以及告知被检者所记 录内容随时间而变化的第七步骤。

本发明的第三十五方面涉及一种运动指标测定方法，其特征在于 以从被检运动频率脉率中求得时间运动强度的步骤来代替上述第三 和第四步骤。

本发明的第三十六方面涉及一种运动指标测定方法，其特征在于 它包括检测被检者脉率的第一步骤；检测被检者运动频率的第二步 骤；求得所检脉率和所检频率之差，并将该差值与脉率或频率进行比 较的第三步骤；以及告知被检者比较结果的第四步骤。

本发明的第三十七方面涉及一种运动指标测定方法，其特征在于 它包括检测被检者脉率的第一步骤；检测被检者运动频率的第二步 骤；比较所检频和所检脉率的第三步骤；根据比较结果告知被检者消 除两者之差的方向的运动指标的第四步骤。

本发明的第三十八方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测显示身体体动的体动波形的体动波形检测装置；一个根据上述体动 波形产生上述脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成 分，从而获得去除体动成分的脉搏波形的体动成分去除装置；一个根 据去除体动成分的脉搏波形抽取呼吸成分的的呼吸成分抽取装置；一 个上述呼吸成分抽取装置所抽取出的呼吸成分而计算出运动强度的 运动强度产生装置。

本发明的第三十九方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述呼吸成分抽取装置具有一个对去除体动成分的脉搏波形进行小 波变换，并产生去除体动成分的脉波分析数据的小波变换器；一个从 上述体动成分被去除的脉波分析数据中去除与脉波成分相对应的频 率成分而产生呼吸波形分析数据，并对该呼吸波形分析数据进行逆小 波变换，从而产生作为上述呼吸成分的呼吸波形的呼吸波形产生器。

本发明的第四十方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于所 述运动强度产生装置根据对上述呼吸成分抽取装置所抽取的呼吸成 分进行频率分析而获得的频率成分比例计算出运动强度。

本发明的第四十一方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述运动强度产生装置根据对上述呼吸成分抽取装置所抽取的呼吸 成分进行频率分析而获得的各频率成分计算出失真系数，并根据该失 真系数计算出运动强度。

本发明的第四十二方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述运动强度产生装置根据对上述呼吸成分抽取装置所抽取的呼吸 成分进行频率分析而计算获得的基波频率成分和第三阶谐波成分的 比例，并根据该比例计算出运动强度。

本发明的第四十三方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述呼吸成分抽取装置抽取出呼吸波形作为呼吸成分，上述运动强度 产生装置检测上述呼吸成分抽取装置所抽取出的呼吸波形占空比，并 根据该占空比产生运动强度。

本发明的第四十四方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述体动成分去除装置具有一个用于分析上述脉搏波形的频率波谱 的第一频率分析器；一个用于分析上述体动波形的频率波谱的第二频 率分析器；以及一个从上述第一频率分析器所分析的频率波谱中去除 与上述第二频率分析器所分析的频率波谱相同的频率，从而产生去除 了体动的体动被去除波谱的体动去除器；其中呼吸成分抽取装置可从 上述体动被去除波谱中抽取出相应于呼吸成分的基波成分的频率波 谱，上述运动强度产生装置根据相应于上述呼吸成分的基波成分的频 率波谱水平与相应于其谐波成分的频率波谱水平计算出上述运动强 度。

本发明的第四十五方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述呼吸成分抽取装置从上述体动被去除波谱中设定对应于脉率所 确定的带域，并从该带域内的频率波谱中抽取出相应于呼吸成分的基 波成分的频率波谱。

本发明的第四十六方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述运动强度产生装置根据相应于上述呼吸成分的基波成分的频率 波谱水平与相应于其谐波成分的频率波谱水平计算出上述呼吸波形 的失真系数，并根据该失真系数计算出上述运动强度。

本发明的第四十七方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述运动强度产生装置可获得相应于上述呼吸成分的基波成分的频 率波谱水平与相应于其第三阶谐波成分的频率波谱水平的比例，并根 据该比例计算出上述运动强度。

本发明的第四十八方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个用于检测身体被测部位处脉搏波形的脉波检测装置；一个 用于从脉搏波形中抽取呼吸成分的呼吸成分抽取装置；以及一个根据 呼吸成分抽取装置抽取出的呼吸成分计算运动强度的运动强度产生 装置。

本发明的第四十九方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述呼吸成分抽取装置具有一个用于对脉搏波形进行频率分析，并产 生脉波分析数据的频率分析器；一个用于从脉波分析数据中去除脉波 成分的的脉波成分去除器；一个预先赋予体动基波频率与呼吸基波频 率对应关系并予以储存的基波频率表；一个参照上述基波频率表，从 上述分析数据中设定呼吸基波频率与体动基波频率的频率设定器；以 及一个根据上述频率设定器所设定的呼吸基波频率，计算出各谐波频 率并抽取出呼吸成分的抽取器。

本发明的第五十方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于所 述运动强度产生装置根据相应于上述呼吸成分的基波成分的波谱水 平和相应于其谐波成分的波谱水平计算出呼吸波形失真系数，并根据 该失真系数计算出上述运动强度。

本发明的第五十一方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 所述运动强度产生装置确定相应于上述呼吸成分的基波成分的波谱 水平和相应于其第三阶谐波成分的波谱水平的比例，并根据该比例计 算出上述运动强度。

本发明的第五十二方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个可告知被检者由运动强度产生装置所产生的运动强度的 告知装置。

本发明的第五十三方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为在身体的被测部位检测脉搏波形；第二步骤为检 测表示身体体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生上述脉搏 波形中的体动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，并产生 去除体动成分的脉搏波形；第五步骤为从去除体动成分的脉搏波形中 抽取出呼吸成分；以及第六步骤为根据抽取出的呼吸成分计算出运动 强度。

本发明的第五十四方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在于 第五步骤包括对去除体动成分的脉搏波形进行小波变换，从而产生体 动被去除的脉波分析数据的步骤，以及包括从上述体动被去除的脉波 分析中去除相应于脉波成分的频率成分而产生呼吸波形分析数据，对 该呼吸波形分析数据进行逆小波变换，从而产生作为上述呼吸成分的 呼吸波形的步骤。

本发明的第五十五方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在 于，第六步骤为根据对所抽取出的上述呼吸成分进行频率分析而得到 各频率成分的比例计算出上述运动强度。

本发明的第五十六方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在 于，第五步骤为从上述体动被去除的脉搏波形中抽取出作为上述呼吸 成分的呼吸波形；第六步骤为检测抽取出的上述呼吸波形的占空比， 从而根据该占空比产生上述运动强度。

本发明的第五十七方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为在身体的被测部位检测脉搏波形；第二步骤为分 析上述脉搏波形的频率波谱；第三步骤为检测显示上述身体体动的体 动波形；第四步骤为分析上述体动波形的频率波谱；第五步骤为分析 出的上述脉搏波形的频率波谱中去除与所分析的上述体动波形的频 率波谱相同的频率波谱，从而产生体动成分被去除了的体动被去除波 谱；第六步骤为从上述体动被去除波谱中抽取出相应于呼吸成分的基 波成分的频率波谱；以及第七步骤为根据相应于上述呼吸成分的基波 成分的频率波谱水平和相应于其高阶谐波成分的频率波谱水平计算 出上述运动强度。

本发明的第五十八方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为在身体的被测部位检测脉搏波形；第二步骤为从 上述脉搏波形中抽取出呼吸成分；以及第三步骤为根据所抽取出的呼 吸成分计算出上述运动强度。

本发明的第五十九方面涉及一种运动强度检测方法，其特征在 于，第三步骤包括预先赋予对应的体动基波频率与呼吸基波频率之间 的关系并予以储存的步骤；对上述脉搏波形进行频率分析，从而产生 脉波分析数据的步骤；从上述脉波分析数据中去除脉波成分的步骤； 参照上述储存内容，从上述分析数据中设定呼吸基波频率与体动基波 频率的步骤；以及根据所设定的上述呼吸基波频率计算出各谐波频 率，从而抽取出呼吸成分的步骤。

本发明下面的装置和方法涉及对每搏输出量或心输出量的测定。

本发明的第六十方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于它 包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检测 显示身体体动的体动波形的体动波形检测装置；一个根据上述体动波 形产生上述脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成分， 从而获得去除体动成分的脉搏波形的体动成分去除装置；一个用于检 测人体心率的心率检测装置；一个根据体动成分被去除的脉搏波形检 测心脏射血期的射血期检测装置；一个根据心率和心脏射血期计算心 输出量的心输出量计算装置。

本发明的第六十一方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测显示身体体动的体动波形的体动波形检测装置；一个根据上述体动 波形产生上述脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成 分，从而获得去除体动成分的脉搏波形的体动成分去除装置；一个用 于检测人体心率的心率检测装置；一个根据体动成分被去除的脉搏波 形检测心射血期的射血期检测装置；一个根据心率和在心脏射血期体 动成分被去除的脉搏波形来计算心输出量的心输出量计算装置。

本发明的第六十二方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个根据体动检测装置检测到的体动波形来判定体动是否存 在的判定装置；其中当判定装置判定的结果是体动不存在时，体动成 分去除装置停止去除体动成分的工作，并输出脉搏波形来代替上述体 动成分被去除的脉搏波形。

本发明的第六十三方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 心率检测装置根据心脏的心电图或体动成分被去除的脉搏波形的周 期性来求得心率。

本发明的第六十四方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 心率检测装置对心脏的心电图或体动成分被去除的脉搏波形进行频 率分析，并根据分析结果确定心率。

本发明的第六十五方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 射血期检测装置检测体动成分被去除的脉搏波形的每个峰值，通过确 定最大峰值之后出现的第一或第二负峰值或最小峰值来检测射血 期。

本发明的第六十六方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测显示身体体动的体动波形的体动波形检测装置；一个根据上述体动 波形产生上述脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成 分，从而获得去除体动成分的脉搏波形的体动成分去除装置；一个对 体动成分被去除的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域内产生 体动成分被去除的脉波分析数据的小波变换装置；一个根据体动成分 被去除的脉波分析数据检测心率的心率检测装置；一个根据体动成分 被去除的脉波分析数据检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个 根据心率和在心脏射血期体动成分被去除的脉搏波形来计算心输出 量的心输出量计算装置。

本发明的第六十七方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测显示身体体动的体动波形的体动波形检测装置；一个根据上述体动 波形产生上述脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成 分，从而获得去除体动成分的脉搏波形的体动成分去除装置；一个对 体动成分被去除的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域内产生 体动成分被去除的脉波分析数据的体动去除装置；一个在频率区域 内，根据每个相应的带宽，对每个频率点进行能量归一化来校正体动 成分被去除的脉波分析数据，并产生脉波校正数据的频率校正装置； 一个根据脉波校正数据检测心率的心率检测装置；一个根据脉波校正 数据检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据心率和在心脏 射血期体动成分被去除的脉搏波形来计算心输出量的心输出量计算 装置。

本发明的第六十八方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个对 脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据的第一 小波变换装置；一个检测显示身体体动的体动波形的体动波形检测装 置；一个对体动波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析 数据的第二小波变换装置；一个从脉波分析数据中减去体动分析数 据，从而获得去除体动成分的脉波分析数据的体动成分去除装置；一 个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心率的心率检测装置；一 个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心脏射血期的射血期检 测装置；以及一个根据心率和在心脏射血期内加上每个频率区域的体 动成分被去除的脉波分析数据获得的结果来计算心输出量的心输出 量计算装置。

本发明的第六十九方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个对 脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据的第一 小波变换装置；一个在频率  区域内，根据每个相应的带宽，对每个 频率点进行能量归一化来校正脉波分析数据，并产生脉波校正数据的 第一频率校正装置；一个检测显示身体体动的体动波形的体动波形检 测装置；一个对体动波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动 分析数据的第二小波变换装置；一个在频率区域内，根据每个相应的 带宽，对每个频率点进行能量归一化来校正体动分析数据，并产生校 正体动数据的第二频率校正装置；一个从校正的脉波分析数据中减去 校正的体动分析数据，从而获得去除体动成分的脉波分析数据的体动 成分去除装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心率的 心率检测装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心脏射 血期的射血期检测装置；以及一个根据心率和在心脏射血期内加上每 个频率区域的体动成分被去除的脉波分析数据获得的结果来计算心 输出量的心输出量计算装置。

本发明的第七十方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于第 一和第二小波变换装置同步进行小波变换。

本发明的第七十一方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产 生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去除对应预 定体动的频率成分，从而获得去除体动成分的脉波分析数据的体动成 分去除装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心率的心 率检测装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据检测心脏射血 期的射血期检测装置；以及一个根据心率和在心脏射血期内加上每个 频率区域的体动成分被去除的脉波分析数据获得的结果来计算心输 出量的心输出量计算装置。

本发明的第七十二方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产 生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去除对应预 定体动的频率成分，从而获得去除体动成分的脉波分析数据的体动成 分去除装置；一个在频率区域内，根据每个相应的带宽，对每个频率 点进行能量归一化来校正脉波分析数据，并产生校正的脉波分析数据 的频率校正装置；一个根据校正的脉波分析数据检测心率的心率检测 装置；一个根据校正的脉波分析数据检测心脏射血期的射血期检测装 置；以及一个根据心率和在心脏射血期内加上每个频率区域的体动成 分被去除的脉波分析数据获得的结果来计算心输出量的心输出量计 算装置。

本发明的第七十三方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个对 脉波检测装置检测到的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产 生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去除对应预 定体动的频率成分，从而获得去除体动成分的脉波分析数据的体动成 分去除装置；一个对体动成分被去除的脉波分析数据进行逆小波变 换，并产生体动成分被去除的脉搏波形的逆小波变换装置；一个根据 体动成分被去除的脉搏波形检测心率的心率检测装置；一个根据体动 成分被去除的脉搏波形检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个 根据心率和心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形来计算心输出 量的心输出量计算装置。

本发明的第七十四方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 心输出量计算装置对心脏射血期的体动成分被去除的脉搏波形进行 积分而计算出相应于该期间的体动成分被去除的脉搏波形的面积，并 根据该面积计算出心输出量。

本发明的第七十五方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 心输出量计算装置根据心脏射血期的体动成分被去除的脉搏波形的 各峰值计算出相应于该期间的体动成分被去除的脉搏波形的面积，并 根据该面积计算出心输出量。

本发明的第七十六方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测人体心率的心率检测装置；一个根据脉搏波形检测心脏射血期的射 血期检测装置；一个预先记录相应于心率和心脏射血期的每搏输出量 的记录装置；以及一个根据上述射血期检测装置检测出的心脏射血期 和上述心率检测装置检测出的心率，从上述记录装置中读出每搏输出 量，将该每搏输出量和心率相乘而计算出心输出量的心输出量计算装 置。

本发明的第七十七方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个在身体的被测部位检测脉搏波形的脉波检测装置；一个检 测人体心率的心率检测装置；一个根据脉搏波形检测心脏射血期的射 血期检测装置；一个根据上述心脏射血期的脉搏波形的各峰值计算出 对应该期间的脉搏波形面积，并根据该面积计算出心输出量的心输出 量计算装置。

本发明的第七十八方面涉及一种运动强度检测装置，其特征在于 它包括一个记录基准装置所测定的基准心输出量与上述心输出量计 算装置所测定的心输出量之比而得的校正系数的记录装置；以及一个 将从记录装置中读取的校正系数乘以上述心输出量计算装置计算出 的心输出量，并将乘得的结果作为心输出量的乘法装置。

本发明的第七十九方面涉及一种具有心输出量检测装置的心功能 诊断装置，其特征在于它包括一个告知被检者由心输出量检测装置检 测到的心输出量的告知装置。

本发明的第八十方面涉及一种具有心输出量检测装置的心功能诊 断装置，其特征在于心功能诊断装置具有一个将由心输出量检测装置 检测到的心输出量与各种阈值进行比较，并产生评估指标的评估装 置；以及一个告知被检者由评估装置产生的评估指标的告知装置。

本发明的第八十一方面涉及一种具有心输出量检测装置的心功能 诊断装置，其特征在于上述评估装置具有一个可随心率检测装置检测 到的心率改变阈值的变更器。

本发明的第八十二方面涉及一种具有心输出量检测装置的心功能 诊断装置，其特征在于上述评估装置具有一个可输入用来计算被检者 体表面积的参数的输入器；一个根据输入参数来计算体表面积的运算 器；以及一个根据计算出的体表面积来改变每个阈值的变更器。

本发明的第八十三方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为检测 显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波形中的体 动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，从而产生体动成分 被去除的脉搏波形；第五步骤为检测心率；第六步骤为根据体动成分 被去除的脉搏波形来检测心脏射血期；以及第七步骤为根据心脏射血 期和心率来计算心输出量。

本发明的第八十四方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它的第七步骤替换成根据心脏射血期的体动被去除的脉搏波形与心 率计算出心输出量。

本发明的第八十五方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为检测 显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波形中的体 动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，从而产生体动成分 被去除的脉搏波形；第五步骤为对体动成分被去除的脉搏波形进行小 波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去除的脉波分析数据；第 六步骤为根据体动成分被去除的脉波分析数据检测出心率；第七步骤 为根据体动成分被去除的脉波分析数据检测出心脏射血期；以及第八 步骤为根据心率和在心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形来计 算心输出量。

本发明的第八十六方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为检测 显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波形中的体 动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，从而产生体动成分 被去除的脉搏波形；第五步骤为对体动成分被去除的脉搏波形进行小 波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去除的脉波分析数据；第 六步骤为在频率区域内，根据每个相应的带宽对每个频率点的能量进 行归一化来校正体动成分被去除的脉波分析数据，并产生校正的脉波 数据；第七步骤为根据校正脉波数据检测出心率；第八步骤为根据校 正脉波数据检测出心脏射血期；以及第九步骤为根据心率和在心脏射 血期内体动成分被去除的脉搏波形来计算心输出量。

本发明的第八十七方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为对脉 搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据；第三步 骤为检测显示体动的体动波形；第四步骤为对体动波形进行小波变 换，并在每个频率区域产生体动分析数据；第五步骤为从脉波分析数 据中减去体动分析数据，并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第 六步骤为根据体动成分被去除的脉波分析数据检测出心率；第七步骤 为根据体动成分被去除的脉波分析数据检测出心脏射血期；以及第八 步骤为根据心率和在心脏射血期内加上每个频率区域的体动成分被 去除的脉搏波形获得的结果来计算心输出量。

本发明的第八十八方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为对脉 搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据；第三步 骤为在频率区域的每个相应带宽内，对每个频率点进行能量归一化来 校正脉波分析数据，并产生校正的脉波分析数据；第四步骤为检测显 示体动的体动波形；第五步骤为对体动波形进行小波变换，并在每个 频率区域产生体动分析数据；第六步骤在频率区域的每个相应带宽 内，对每个频率点进行能量归一化来校正体动分析数据，并产生校正 体动分析数据；第七步骤为从校正脉波分析数据中减去校正体动分析 数据，并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第八步骤为根据体动 成分被去除的脉波分析数据检测出心率；第九步骤为根据体动成分被 去除的脉波分析数据检测出心脏射血期；以及第十步骤为根据心率和 在心脏射血期内每个频率区域的体动成分被去除的脉搏波形叠加的 结果来计算心输出量。

本发明的第八十九方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为对脉 搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据；第三步 骤为从脉波分析数据中去除对应预定体动的频率成分，并产生体动成 分被去除的脉波分析数据；第四步骤为根据体动成分被去除的脉波分 析数据检测出心率；第五步骤为根据体动成分被去除的脉波分析数据 检测出心脏射血期；以及第六步骤为根据心率和在心脏射血期内每个 频率区域的体动成分被去除的脉搏波形叠加的结果来计算心输出 量。

本发明的第九十方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于它 包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为对脉搏 波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据；第三步骤 为从脉波分析数据中去除对应预定体动的频率成分，并产生体动成分 被去除的脉波分析数据；第四步骤为在频率区域的每个相应带宽内， 对每个频率点进行能量归一化来校正体动成分被去除的脉波分析数 据，并产生校正脉波分析数据；第五步骤为根据校正脉波分析数据检 测出心率；第六步骤为根据校正脉波分析数据检测出心脏射血期；以 及第七步骤为根据心率和在心脏射血期内每个频率区域的体动成分 被去除的脉搏波形叠加的结果来计算心输出量。

本发明的第九十一方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为对脉 搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据；第三步 骤为从脉波分析数据中去除对应预定体动的频率成分，并产生体动成 分被去除的脉波分析数据；第四步骤为对体动成分被去除的脉波分析 数据进行逆小波变换，并产生体动成分被去除的脉搏波形；第五步骤 为根据体动成分被去除的脉搏波形检测出心率；第六步骤为根据体动 成分被去除的脉搏波形检测出心脏射血期；以及第七步骤为根据心率 和在心脏射血期内的体动成分被去除的脉搏波形来计算心输出量。

本发明的第九十二方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为检测 心率；第三步骤为根据脉搏波形检测心脏射血期；第四步骤为预先记 录对应心脏射血期和心率的每搏输出量；第五步骤为根据检测的射血 期和检测的心率读出记录内容；以及第六步骤为将每搏输出量和心率 相乘来计算出心输出量。

本发明的第九十三方面涉及一种心输出量检测方法，其特征在于 它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤为检测 心率；第三步骤为根据脉搏波形检测心脏射血期；第四步骤为根据心 脏射血期间的脉搏波形的各峰值计算对应该期间的脉搏波形面积；以 及第五步骤为根据第四步骤中的计算结果来计算心输出量。

本发明的第九十四方面涉及一种根据心输出量检测方法测定的心 输出量来测定心功能的心功能测定方法，其特征在于它包括将心输出 量与每个阈值进行比较并产生评估指标的步骤，以及包括告知被检者 评估指标的步骤。

本发明的第九十五方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在 于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个检测显示体动的体动波形的体动检测装置；一个根据体动波 形产生脉搏波形中的体动成分，并产生体动成分被去除的脉搏波形的 体动成分去除装置；一个根据体动成分被去除的脉搏波形来检测心脏 射血期的射血期检测装置；一个根据体动成分被去除的脉搏波形计算 心动周期的心动周期计算装置；以及一个根据心脏射血期和心动周期 计算每搏输出量的每搏输出量计算装置。

本发明的第九十六方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在 于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个检测显示体动的体动波形的体动检测装置；一个根据体动波 形产生脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成分，产生 体动成分被去除的脉搏波形的体动成分去除装置；一个根据体动成分 被去除的脉搏波形来检测心脏射血期的射血期检测装置；一个根据体 动成分被去除的脉搏波形计算心脏射血期的心脏射血期计算装置；以 及一个根据心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形计算每搏输出 量的每搏输出量计算装置。

本发明的第九十七方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在 于它包括一个根据体动检测装置检测到的体动波形来判定体动是否 存在的判定装置；其中当判定装置判定的结果表明体动不存在时，则 体动成分去除装置停止进行去除体动成分的工作，并且输出脉搏波形 来替代体动成分被去除的脉搏波形。

本发明的第九十八方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在 于上述射血期检测装置检测体动成分被去除的脉搏波形的各峰值，并 通过确定最大峰值后的第一或第二负峰值或最小峰值来检测射血 期。

本发明的第九十九方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在 于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个检测显示体动的体动波形的体动检测装置；一个根据体动波 形产生脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成分，产生 体动成分被去除的脉搏波形的体动成分去除装置；一个对体动成分被 去除的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去 除的脉波分析数据的小波变换装置；一个根据体动成分被去除的脉波 分析数据来检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据心脏射 血期内体动成分被去除的脉搏波形计算每搏输出量的每搏输出量计 算装置。

本发明的第一百方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征在于 它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装置；一 个检测显示体动的体动波形的体动检测装置；一个根据体动波形产生 脉搏波形中的体动成分，并从脉搏波形中去除体动成分，产生体动成 分被去除的脉搏波形的体动成分去除装置；一个对体动成分被去除的 脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去除的脉 波分析数据的小波变换装置；一个根据频率区域内的每个相应带宽， 对每个频率点进行能量归一化来校正体的成分被去除的脉波分析数 据，并产生校正脉波分析数据的频率校正装置；一个根据脉波校正数 据来检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据心脏射血期内 体动成分被去除的脉搏波形计算每搏输出量的每搏输出量计算装 置。

本发明的第一百零一方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析 数据的第一小波变换装置；一个检测显示体动的体动波形的体动检测 装置；一个对体动波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分 析数据的第二小波变换装置；一个从脉波分析数据中减去体动分析数 据，并产生体动成分被去除的脉波分析数据的体动成分去除装置；一 个根据体动成分被去除的脉波分析数据来检测心脏射血期的射血期 检测装置；以及一个根据叠加心脏射血期内每个频率区域中体动成分 被去除的脉波分析数据的结果来计算每搏输出量的每搏输出量计算 装置。

本发明的第一百零二方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析 数据的第一小波变换装置；一个根据频率区域内的每个相应带宽，对 每个频率点进行能量归一化来校正脉波分析数据，并产生校正脉波分 析数据的第一频率校正装置；一个检测显示体动的体动波形的体动检 测装置；一个对体动波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动 分析数据的第二小波变换装置；一个根据频率区域内的每个相应带 宽，对每个频率点进行能量归一化来校正体动分析数据，并产生校正 体动分析数据的第二频率校正装置；一个从校正脉波分析数据中减去 校正体动分析数据，并产生体动成分被去除的脉波分析数据的体动成 分去除装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据来检测心脏射 血期的射血期检测装置；以及一个根据叠加心脏射血期内每个频率区 域中体动成分被去除的脉波分析数据的结果来计算每搏输出量的每 搏输出量计算装置。

本发明的第一百零三方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于第一和第二小波变换装置同步进行小波变换。

本发明的第一百零四方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个对脉波检测装置检测的脉搏波形进行小波变换，并在每个频 率区域产生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去 除对应于预定体动的频率成分，并产生体动成分被去除的脉波分析数 据的体动成分去除装置；一个根据体动成分被去除的脉波分析数据来 检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据叠加心脏射血期内 每个频率区域中体动成分被去除的脉波分析数据的结果来计算每搏 输出量的每搏输出量计算装置。

本发明的第一百零五方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个对脉波检测装置检测的脉搏波形进行小波变换，并在每个频 率区域产生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去 除对应于预定体动的频率成分，并产生体动成分被去除的脉波分析数 据的体动成分去除装置；一个根据频率区域内的每个相应带宽，对每 个频率点进行能量归一化来校正体动成分被去除的脉波分析数据，并 产生校正脉波分析数据的第一频率校正装置；一个根据校正脉波分析 数据来检测心脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据叠加心脏射 血期内每个频率区域中体动成分被去除的脉波分析数据的结果来计 算每搏输出量的每搏输出量计算装置。

本发明的第一百零六方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个对脉波检测装置检测的脉搏波形进行小波变换，并在每个频 率区域产生脉波分析数据的小波变换装置；一个从脉波分析数据中去 除对应于预定体动的频率成分，并产生体动成分被去除的脉波分析数 据的体动成分去除装置；一个对体动成分被去除的脉波分析数据进行 逆小波变换，并产生体动成分被去除的脉搏波形的逆小波变换装置； 一个根据体动成分被去除的脉搏波形来检测心脏射血期的射血期检 测装置；以及一个根据心脏射血期内的体动成分被去除的脉搏波形来 计算每搏输出量的每搏输出量计算装置。

本发明的第一百零七方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于上述每搏输出量计算装置对心脏射血期间的体动成分被去除的 脉搏波形进行积分而计算出对应于该期间的体动成分被去除的脉搏 波形的面积，并根据该面积计算出每搏输出量。

本发明的第一百零八方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于上述每搏输出量计算装置根据心脏射血期的体动成分被去除的 脉搏波形的各峰值计算对应于该期间的体动成分被去除的脉搏波形 的面积，并根据该面积计算出每搏输出量。

本发明的第一百零九方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个检测人体心率的心率检测装置；一个根据脉搏波形来检测心 脏射血期的射血期检测装置；一个预先记录相应于心率和心脏射血期 的每搏输出量的记录装置；以及一个根据射血期检测装置检测的心脏 射血期与心率检测装置检测的心率，从上述记录装置中读取每搏输出 量，从而计算出每搏输出量的每搏输出量计算装置。

本发明的第一百一十方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特征 在于它包括一个对身体被测部位的脉搏波形进行检测的脉波检测装 置；一个检测人体心率的心率检测装置；一个根据脉搏波形来检测心 脏射血期的射血期检测装置；以及一个根据射血期间脉搏波形的各峰 值计算对应该期间的脉搏波形面积，并根据该面积计算出每搏输出量 的每搏输出量计算装置。

本发明的第一百一十一方面涉及一种每搏输出量检测装置，其特 征在于它包括一个计算基准装置所测定的基准每搏输出量与上述每 搏输出量计算装置所测定的每搏输出量之比而得到校正系数的校正 系数计算装置；一个记录与心率相关的校正系数的记录装置；以及一 个从记录装置中读取对应于人体心率的校正系数，将该校正系数乘以 上述每搏输出量计算装置计算出的每搏输出量，并将乘得的结果作为 每搏输出量的乘法装置。

本发明的第一百一十二方面涉及一种具有每搏输出量检测装置的 心功能诊断装置，其特征在于它包括一个告知被检者由每搏输出量检 测装置检测到的每搏输出量的告知装置。

本发明的第一百一十三方面涉及一种具有每搏输出量检测装置的 心功能诊断装置，其特征在于它包括一个将每搏输出量检测装置检测 到的每搏输出量与各阈值进行比较，从而产生评估指标的评估装置， 以及一个将评估装置产生的评估指标告知被检者的告知装置。

本发明的第一百一十四方面涉及一种具有每搏输出量检测装置的 心功能诊断装置，其特征在于它包括一个计算每搏输出量变化率的变 化率计算器；一个将每搏输出量的变化率与各阈值进行比较，产生评 估指标的评估装置；以及一个将评估装置所产生的评估指标告知被检 者的告知装置。

本发明的第一百一十五方面涉及一种具有每搏输出量检测装置的 心功能诊断装置，其特征在于上述评估装置具有一个使阈值随心率而 变化的变更器。

本发明的第一百一十六方面涉及一种具有每搏输出量检测装置的 心功能诊断装置，其特征在于上述评估装置具有一个可输入用于计算 被检者体表面积的参数的输入器；一个根据输入参数来计算体表面积 的计算器；以及一个根据计算出的体表面积来改变每个阈值的变更 器。

本发明的第一百一十七方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为检测显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波 形中的体动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，并产生体 动成分被去除的脉搏波形；第五步骤为根据体动成分被去除的脉搏波 形检测射血期；第六步骤为根据体动成分被去除的脉搏波形计算心动 周期；以及第七步骤为根据心动周期和心脏射血期来计算每搏输出 量。

本发明的第一百一十八方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为检测显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波 形中的体动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，并产生体 动成分被去除的脉搏波形；第五步骤为根据体动成分被去除的脉搏波 形检测射血期；以及第六步骤为根据心脏射血期内体动成分被去除的 脉搏波形计算每搏输出量。

本发明的第一百一十九方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为检测显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波 形中的体动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，并产生体 动成分被去除的脉搏波形；第五步骤为对体动成分被去除的脉搏波形 进行小波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去除的脉波分析数 据；第六步骤为根据体动成分被去除的脉波分析数据检测射血期；以 及第七步骤为根据心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形计算每 搏输出量。

本发明的第一百二十方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其特 征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步骤 为检测显示体动的体动波形；第三步骤为根据体动波形产生脉搏波形 中的体动成分；第四步骤为从脉搏波形中去除体动成分，并产生体动 成分被去除的脉搏波形；第五步骤为对体动成分被去除的脉搏波形进 行小波变换，并在每个频率区域产生体动成分被去除的脉波分析数 据；第六步骤为在频率区域内，根据每个相应的带宽，对每个频率点 进行能量归一化来校正体动成分被去除的脉波分析数据，并产生脉波 校正数据；第七步骤为根据校正脉波分析数据检测射血期；以及第八 步骤为根据心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形计算每搏输出 量。

本发明的第一百二十一方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数 据；第三步骤为检测显示体动的体动波形；第四步骤为对体动波形进 行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析数据；第五步骤为从脉 波分析数据中减去体动分析数据，并产生体动成分被去除的脉波分析 数据；第六步骤根据体动成分被去除的脉波分析数据检测射血期；以 及第七步骤为根据叠加心脏射血期内各频率区域中体动成分被去除 的脉波分析数据的结果来计算每搏输出量。

本发明的第一百二十二方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数 据；第三步骤为根据频率区域的每个相应带宽，对每个频率点进行能 量归一化来校正脉波分析数据，并产生校正脉波分析数据；第四步骤 为检测显示体动的体动波形；第五步骤为对体动波形进行小波变换， 并在每个频率区域产生体动分析数据；第六步骤为根据频率区域的每 个相应带宽，对每个频率点进行能量归一化来校正体动分析数据，并 产生校正体动分析数据；第七步骤为从校正脉波分析数据中减去校正 体动分析数据，并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第八步骤为 根据体动成分被去除的脉波分析数据检测射血期；以及第九步骤为根 据叠加心脏射血期内各频率区域中体动成分被去除的脉波分析数据 的结果来计算每搏输出量。

本发明的第一百二十三方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数 据；第三步骤为从脉波分析数据中去除对应于预定体动的频率成分， 并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第四步骤根据体动成分被去 除的脉波分析数据检测射血期；以及第五步骤为根据叠加心脏射血期 内各频率区域中体动成分被去除的脉波分析数据的结果来计算每搏 输出量。

本发明的第一百二十四方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数 据；第三步骤为从脉波分析数据中去除对应于预定体动的频率成分， 并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第四步骤为根据频率区域的 每个相应带宽，对每个频率点进行能量归一化来校正脉波分析数据， 并产生校正体动分析数据；第五步骤根据校正脉波分析数据检测射血 期；以及第六步骤为根据叠加心脏射血期内各频率区域中体动成分被 去除的脉波分析数据的结果来计算每搏输出量。

本发明的第一百二十五方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为对脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数 据；第三步骤为从脉波分析数据中去除对应于预定体动的频率成分， 并产生体动成分被去除的脉波分析数据；第四步骤为对体动成分被去 除的脉波分析数据进行逆小波变换，产生体动成分被去除的脉搏波 形；第五步骤根据体动成分被去除的脉搏波形检测射血期；以及第六 步骤为根据心脏射血期内体动成分被去除的脉搏波形来计算每搏输 出量。

本发明的第一百二十六方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为检测心率；第三步骤为根据脉搏波形检测心脏射血期；第四步骤 为预先储存对应于心脏射血期和人体心率的每搏输出量；以及第五步 骤为根据检测到的射血期和检测到的心率，从上述第四步骤所记录的 内容中读取每搏输出量来计算每搏输出量。

本发明的第一百二十七方面涉及一种每搏输出量的检测方法，其 特征在于它包括：第一步骤为检测身体被测部位的脉搏波形；第二步 骤为检测心率；第三步骤为根据脉搏波形检测心脏射血期；以及第四 步骤为根据射血期间的脉搏波形的各峰值计算对应于该期间的脉搏 波形面积，并根据该面积来计算每搏输出量。

本发明的第一百二十八方面涉及一种根据每搏输出量检测方法检 测到的每搏输出量来测定心功能的心功能测定方法，其特征在于它包 括将每搏输出量与各阈值进行比较而产生评估指标的步骤，以及包括 告知被检测者评估指标的步骤。

本发明的第一百二十九方面涉及一种根据每搏输出量检测方法检 测到的每搏输出量来测定心功能的心功能测定方法，其特征在于它包 括计算每搏输出量的变化率的步骤；将每搏输出量的变化率与各阈值 进行比较，产生评估指标的步骤；以及告知被检者上述评估指标的步 骤。

图1所示的功能框图示出了第一章中所讨论的脉波诊断装置的功 能性构成。

图2所示为第一章第一实施例的脉波诊断装置的外部构成透视 图。

图3所示为第一章同一实施例中脉波检测传感器130的电路图。

图4所示为第一章同一实施例中脉波诊断装置电气构成的方框 图。

图5所示为第一章同一实施例中小波变换器10的方框图。

图6所示为第一章同一实施例中波形整形器100的方框图。

图7A-7E所示为用于说明第一章同一实施例中小波变换器10工作 过程的时序图。

图8所示为第一章同一实施例中每次心跳时产生的脉波分析数据 MKD的示意图。

图9所示为第一章同一实施例中脉象数据产生器12的方框图。

图10所示为第一章同一实施例中储存于存储器124中的脉波校正 数据MKD’平均值的示意图。

图11所示为表示第一章同一实施例中平均值和代表弦脉的波形 之间关系的示意图。

图12所示为表示第一章同一实施例中平均值和代表平脉的波形 之间关系的示意图。

图13所示为表示第一章同一实施例中平均值和代表滑脉的波形 之间关系的示意图。

图14所示为第一章同一实施例中脉象数据产生器12的另一构成 例的方框图。

图15所示为第一章第二实施例中脉波诊断装置的方框图。

图16A-16C所示为用于说明第一章第二实施例中脉波诊断装置工 作过程的时序图。

图17所示为第一章第二实施例中Tc时间周期内脉波校正数据 MKD’的示意图。

图18所示为第一章第二实施例中Tc时间周期内校正体动数据 TKD’的示意图。

图19所示为第一章第二实施例中体动成分被去除的脉波校正数 据MKD”的示意图。

图20所示为第一章第三实施例中脉波诊断装置的方框图。

图21所示为第一章第四实施例中脉波诊断装置的方框图。

图22所示为第一章第四实施例中体动成分去除器19的详细方框 图。

图23所示为第一章第四实施例中体动成分被去除的脉波数据TBD 的一个例子的示意图。

图24所示为第一章第五实施例中脉波诊断装置的方框图。

图25所示为第一章第五实施例中一次心跳时体动成分被去除的 脉波数据TMH的一个例子的示意图。

图26所示为第一章第五实施例中脉象判定器22构成的方框图。

图27所示为第一章第五实施例中脉搏波形的一个例子的示意 图。

图28所示为第一章第五实施例中峰值信息的详细示意图。

图29所示为用于说明第一章第五实施例工作过程的流程图。

图30所示为第一章一个变型中小波变换器由一滤波器组构成的 情况的一个例子的方框图。

图31所示为第一章一个变型中逆小波变换器由一滤波器组构成 的情况的一个例子的方框图。

图32A-32C为第一章一个变型中传输光照型脉波传感器的一个例 子的示意图。

图33A和图33B为第一章一个变型中采用压力传感器的脉波诊断 装置的外部构成透视图。

图34为第一章一个变型中光电脉波传感器装在一对眼镜中的一 个例子的示意图。

图35为第一章一个变型中光电脉波传感器装在一项链中的一个 例子的示意图。

图36为第一章一个变型中压电麦克风传感器装在一卡片中的一 个例子的示意图。

图37A和图37B为第一章一个变型中在一计步器内采用光电脉波 传感器的一个例子的示意图。

图38所示为第一章一个变型中第一小波变换器10A的构成的方框 图。

图39所示为从第一章一个变型中，通过心电图中的那些心跳波形 所得到的心跳和RR间期。

图40的示意图示出了第一章一个变型中心电图与血压的关系。

图41A所示的曲线图示出了被测脉搏中RR间期的变化波形，以及 当变化波形被分成上面描述的三个频率成分时的变化成分波形。图 41B示出了对图41A所示的RR间期中变化波形的频谱分析结果。

图42所示为第二章第一实施例中运动指标测定装置的功能构成 的方框图。

图43所示为第二章中相同装置的电气构成方框图。

图44A-44C的图表示出了第二章中运动指标测定装置的试验结 果。

图45的图表用于说明运动强度的主观测定点。

图46的示意图示出了第二章中相同运动指标测定装置的外部构 成。

图47的示意图示出了与第二章中相同运动指标测定装置进行信 息交换的外围设备的构成。

图48所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的主程序(1)的 流程图。

图49所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的中断程序(1) 的流程图。

图50所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的主程序(2)或 (3)的流程图。

图51所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的中断程序(2) 的流程图。

图52所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的中断程序(3) 的流程图。

图53所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的主程序(4)或 (5)的流程图。

图54所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的中断程序(4) 的流程图。

图55所示为第二章中相同运动指标测定装置执行的中断程序(5) 的流程图。

图56的图表示出了显示在第二章中相同运动指标测定装置的显 示器上的屏幕显示内容的例子。

图57的图表示出了显示在第二章中相同运动指标测定装置的显 示器上的屏幕显示内容的另一例子。

图58为第二章第二实施例的运动指标测定装置的功能构成方框 图。

图59为第二章第二实施例中表的内容的曲线图。

图60A-60D的曲线图示出了第三章中运动强度与呼吸波形之间的 关系。

图61为第三章第二实施例运动强度检测装置的功能方框图。

图62为第三章第一实施例运动强度检测装置电气构成的方框 图。

图63的曲线图示出了对第三章中体动成分被去除的脉波数据 MH’进行FFT处理所得到的结果。

图64为图63所示低频区域LF的放大图。

图65为第三章第一实施例中显示内容的表情图。

图66为第三章第一实施例的运动强度检测装置工作过程流程 图。

图67为第三章第二实施例的判定器和呼吸成分抽取器的内部构 成方框图。

图68的图表为第三章第二实施例的体动成分被去除的脉波分析 数据MKD的一个例子。

图69的图表示出了图68所示的体动成分被去除的脉波分析数据 MKD的最大能量区域。

图70的图表为第三章第二实施例的呼吸波形分析数据VKD的一个 例子。

图71为第三章第二实施例的过零比较器的电路图。

图72为第三章第二实施例的占空比检测器的电路图。

图73A-73D为第三章第二实施例的占空比检测器的时序图。

图74为第三章第二实施例的运动强度检测装置工作过程流程 图。

图75为第三章第三实施例的运动强度检测装置电气构成方框 图。

图76为第三章第三实施例的运动强度检测装置工作过程流程 图。

图77A-77C的图形示出了第三章第三实施例的脉波分析数据 MFD、体动分析数据TFD以及体动成分被去除的脉波分析数据MKD之 间的关系的一个例子。

图78为第三章第四实施例的运动强度检测装置电气构成方框 图。

图79的图形示出了第三章第四实施例的截止频率fc与脉波分析 数据MFD之间关系的一个例子。

图80的图形示出了第三章第四实施例的脉波成分被去除的分析 数据MD’的一个例子。

图81为详细示出第三章第四实施例的呼吸成分抽取器13’的构 成的方框图。

图82的曲线图示出了第三章第四实施例的测定跑步频率与呼吸 频率之间关系的结果。

图83的曲线图示出了第三章第四实施例的呼吸成分基频Fv1与体 动成分基频Ft1之间的关系。

图84的曲线图示出了第三章第四实施例的心率与呼吸频率之间 的关系。

图85的图表示出了第四章中心脏移值病人与健康个体的每搏输 出量随体态改变的变化。

图86的曲线图用于说明第四章中计算收缩期面积的方法。

图87为第四章中采用心输出量检测装置的心功能诊断装置的功 能构成的功能方框图。

图88示出了第四章中心电图、动脉压力波形以及外周脉搏波形之 间的关系。

图89为第四章第一实施例的心功能诊断装置的电气构成方框 图。

图90为第四章第二实施例的心功能诊断装置的电气构成方框 图。

图91示出了第四章第二实施例的脉搏波形一部分的一段时间内 的脉波分析数据。

图92的图表用于说明第四章第二实施例中每搏输出量计算器的 工作过程。

图93为第四章第三实施例的心功能诊断装置方框图。

图94为第四章第四实施例的心功能诊断装置方框图

图95为详细示出第四章第四实施例中体动成分去除器411的方框 图。

图96的图表示出了第四章第四实施例中体动成分被去除的脉波 数据MKD”的一个例子。

图97为第四章第五实施例的每搏输出量计算器的方框图。

图98为第四章第五实施例的心输出量表的方框图。

图99为第四章第六实施例的每搏输出量校正器424的方框图。

图100为第四章第七实施例判定器416的方框图。

图101为第四章中采用每搏输出量检测装置的心脏诊断装置的功 能构成的功能方框图。

图102为第四章第七实施例的心功能诊断装置电气构成的方框 图。

图103为第四章第九实施例的心功能诊断装置电气构成的方框 图。

图104为第四章第十实施例的心功能诊断装置方框图。

图105为第四章第十一实施例的心功能诊断装置方框图。

图106A-106D的曲线图示出了第四章中响应运动强度的脉搏波形 形状。

图107A-107C的曲线图模拟第四章中对应于运动强度的脉搏波形 形状。

图108为第四章第十二实施例的第二方面中每搏输出量计算器的 构成的方框图。

图109为第四章第十二实施例的第三方面中每搏输出量计算器的 构成的方框图。

图110为第四章第十四实施例中判定器16的方框图。

下面将结合附图对本发明的优选实施例进行说明。下面的说明将 分成若干章，从而有利于本领域的技术人员实现本发明。

首先，在第一章中将介绍用于特定个体的脉象的脉波诊断装置。 此时需将脉搏波形分类为平脉、滑脉或弦脉。可采用小波变换器等来 适当地抽取出脉搏波形的特征。同时将公开一种携带便利、可在日常 活动中获得脉象的装置。另外，还将讨论消除体动影响的技术。

其次，在第二章中将介绍用于测定为了提高全身耐力所需的训练 运动强度，并以此作为运动指标而告知被检者的运动指标测定装置。 这里所用的“运动强度”综合考虑了运动期间被检者的身体和精神承 受力。

再次，在第三章中将介绍通过从脉搏波形中抽取呼吸成分来计算 运动强度的运动强度检测装置。

最后，在第四章中将介绍根据脉搏波形检测每搏输出量和心输出 量的装置，以及介绍诊断心功能的装置。

第一章

1-1：概述

在中医领域中，医生将手指按压在病人桡动脉处的皮肤上来进行 诊脉，这样即通过医生的手指感觉脉搏来进行病人身体状态的诊断。 代表性的脉搏波形有平脉、滑脉和弦脉等。平脉为健康人体的脉象特 征，它平顺缓和而有一定的节律，不紊乱。另一方面，出现滑脉的原 因是血流状态异常，因此脉搏变得非常平滑，这是由浮肿、肝肾疾病、 呼吸系统疾病、肠胃疾病、炎症或其它疾病引起的。再者，弦脉是出 于血管壁紧张或老化等原因，这可见于肝胆疾病、皮肤疾病、高血压、 疼痛性疾病等病变中。可以相信，此时血管壁的弹性降低将导致不能 很好地体现出泵血对脉动的影响，从而出现该现象。弦脉的波形特征 是急剧上升，但不能立即下降，因此高压状态持续一定时间。以手指 感觉时，弦脉呈直线并形成紧绷的长脉。

由于上述对病人生理状态的诊断是基于手指的感觉而产生的微妙 感觉的，因此诊脉这种技能难于通过别人的传受而学得，需要多年的 实践。另外，由于血流是随体动而变化的，因此如果被检者有体动， 则难于获得特定的正确脉象。

因此，第一章介绍一种即使存在体动也能客观地确定脉象的脉波 诊断装置。

1-2：实施例的功能构成

下面参照附图来对本发明的一个实施例脉波诊断装置的功能进行 说明。图1为该实施例脉波诊断装置的功能方框图。在该图中，f1 为用于检测脉搏波形的脉波检测装置。脉搏波形例如通过按压桡动脉 处的皮肤检测。f2为第一小波变换装置，该装置用于对脉波检测装置 f1检测到的脉搏波形进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析 数据。f3是第一频率校正装置，该装置根据频率区域的各对应带宽， 对上述脉波分析数据进行校正，从而使每个频率点的能量密度变为一 常数，并产生脉波校正数据。借此可比较不同频率时间域所检测到的 子波。

其次，f4为体动检测装置，该装置检测体动并输出体动波形。借 此可检测人的移动。f5为第二小波变换装置，该装置对体动检测装置 f4检测到的体动波形进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析 数据。f6是第二频率校正装置，该装置根据频率区域，对上述体动分 析数据进行校正，从而使每个频率点的能量密度变为一常数，并产生 校正体动数据。由于可以该方式对计算出的体动校正数据进行频率校 正，因此该数据可据此与脉波校正数据进行比较。

再次，f7为屏蔽装置，该装置从脉波校正数据中抽取出校正体动 数据，并产生体动成分被去除的脉波校正数据。f8为脉象数据产生装 置，该装置在每个频率区域内对由屏蔽装置f7产生的脉波校正数据 进行分析，从而产生显示脉象的脉象数据。脉象例如包括弦脉、平脉 和滑脉等。

显然，在睡眠或安静状态下检测出不规则脉波时不需检测体动， 因此由于不需检测体动，体动检测装置f4、第二小波变换装置f5、 第二频率校正装置f6和屏蔽装置f7可省去。另外，可以在屏蔽装置 f7后面设置一频率校正装置来代替第一频率校正装置f3和第二频率 校正装置。也可以省去所有的频率校正装置。

最后，f9为告知装置，该装置将脉象数据产生装置f8产生的脉 象数据告知被检者。由此，被检者或第三者，如医生可观察脉象。

1-3：第一实施例

1-3-1：第一实施例的构成

下面将参照附图对本发明第一实施例的脉波诊断装置的构成进行 说明。

1-3-1-1：第一实施例的外部构成

图2为示出了第一章中第一实施例的脉诊断装置外部构成透视 图。

图2所示该例中的脉波诊断装置1大致由具有手表结构的装置本 体110，与装置本体110相连的缆线120以及设置于缆线120一端的 脉波检测传感器130构成。连接件80设置在缆线120的一端。连接 件80以可自由脱开的方式与设置在装置本体110六点钟位置处的连 接部70相连。在装置本体110上设置从十二点位置处开始缠绕被检 者腕部，并固定于六点位置处的表带60。装置本体110设计成借助表 带60可自由地从被检者的手臂上脱下。脉波检测传感器单元130与 食指根部相连，并利用传感器固定带140遮光。当脉波检测传感器单 元130以该方式与食指根部相连时，缆线120可较短，从而不会妨碍 被检者跑步等。在测量手掌至指尖的温度分布时，很显然，寒冷的温 度环境中指尖的温度会显著降低，而该手指根部的温度不会降低。因 此，如果将脉波检测传感器单元130安装在手指根部，则即使被检冷 天在户外跑步时，也能进行准确测量。

装置本体110设有树脂表壳200(本体壳)。表壳200的表面设有 带背照光EL的液晶显示器210，以便显示当前时间和日期，并显示跑 步时间、跑步频率和脉率等脉波信息。LCD装置210可具有段或点显 示区域。采用点显示区域可以曲线方式显示各种信息。

表壳200内部设有包括微机等构成的控制器，该控制器执行各种 命令，或对数据进行处理，从而根据脉波检测传感器单元130测量到 的脉搏波形MH确定脉率或脉象的变化，并将该信息显示到LCD210 上。控制器上构成有计时电路，设计成可在LCD210上显示时间、秒 表计时时间以及分开时间等。在表壳200的外周和表面设有可进行时 间设置或显示模式变换的外部操作按键开关111～115。

脉波检测传感器单元130如图3所示由LED32、光晶体管33等构 成。当开关SW处于“开”状态，施加电源电压时，LED32发射光波， 经血管和组织反射后由光晶体管33接收，从而检测到脉波信号M。

LED发射的光波波长选择为在血液中血红蛋白的吸收波长峰值附 近。因此，受光的数量将反映血流量的变化。这样，可通过检测受光 数量来检测脉搏波形。

LED32最好采用InGaN型(铟-镓-氮型)蓝色LED。蓝色LED发射 的光谱峰值为450nm，发射的光波波长范围为350至600nm。在这种 情况下，对应于具有上述发光特性的LED，可采用GaAsP-型(镓-砷- 磷型)光晶体管来作为光晶体管33。光晶体管33的接受光波长范围， 例如主要敏感区域在300至600nm范围内，在300nm以下也有敏感 区。当将上面描述的蓝色LED和光晶体管33组合时，可在波长重叠 区域300至600nm检测脉波。此时具有以下优点。

波长在700nm以下区域的外部光具有难以透过手指组织的趋势。 因此，即使未被传感器固定带包覆的手指部分受外光照射时，该外光 也不能经手指组织到达光晶体管33，而仅能使不影响检测的波长区域 的光到达光电晶体。另一方面，低于300nm波长区域的光几乎全部被 皮肤表面吸收。因此，即使受光波长区域设定为700nm或以下时，实 际的受光波长区域仍为300至700nm。因此可以控制外部光的影响， 而不用包覆很多手指面积。

另外，血液中血红蛋白对应于波长从300至700nm的光吸收系数 较大，与波长为880的光的光吸收系数相比大数倍至100倍以上。因 此，在该实施例中，使用具有与血红蛋白的光吸收系数大的特性相配 的波长区域(300至700nm)的光作为检测光时，检测值可随血量的变 化而敏感地变化，从而可提高因血量变化所产生的脉波信号的S/N 比。

1-3-1-2：第一实施例的电气构成

下面将参照图4说明脉波诊断装置的电气构成。图4为脉波诊断 装置的电气构成方框图。

脉波诊断装置由以下部分构成。10为小波变换装置，该装置对脉 波检测传感器单元130中输出的脉搏波形MH进行传统的小波变换， 并产生脉波分析数据MKD。

一般来说，在从时间和频率两方面同时获得信号的时间-频率分 析中，子波是形成截取信号部分的单位。小波变换表示以该单位截取 信号部分的大小。以基本函数定义小波变换，而时间、频率上均被局 部化函数φ(x)导入作为主子波。在此，函数f(x)的主子波φ(x)的 小波变换定义如下： $\left(\mathrm{W\phi f}\right)(b,a)={\int }_{-\infty }^{\infty }\frac{1}{\sqrt{a}}\phi \left[\frac{x-b}{a}\right]f\left(x\right)\mathrm{dx}···-----1$

式1中，b为对主子波φ(x)进行转换时所用的参数，而a为定标 时所用的参数。因此，式1中的子波φ((x-b)/a)为使主子波φ(x)仅 平移b，仅伸缩a。由于主子波φ(x)的宽度相应于定标参数a而伸长， 因此1/a对应于频率。小波变换器10的详细构成将在后面讨论。

频率校正器11对脉波分析数据MKD进行频率校正。在对不同频 率区域的数据进行比较时，需对上式1中对应于频率的[1/a1/2]项的 影响进行校正。频率校正器11即为此目的而设，即频率校正器11令 子波数据WD乘以系数a1/2而产生脉波校正数据MKD’。因此，可根据 各对应的频率进行校正，使各频率点的能量密度变为常数。

接下来，脉象数据产生器12根据脉波校正数据MKD’确定平脉、 弦脉或滑脉等脉象，并产生表示它的脉象数据ZD。显示器13由ROM、 控制电路、LCD显示器等构成。脉象数据ZD提供给显示器13时，控 制电路可检测到该过程，并读取储存在ROM内的字符，并将此显示于 液晶显示器上。字符除为“平脉”、“弦脉”或“滑脉”等外，还可 以采用符号或图示。借此可告知被检者或医生健康状态信息。

1-3-1-3：小波变换器

下面将参照附图对小波变换器10进行详细说明。图5为第一实 施例中小波变换器10的方框图。

将脉搏波形MH提供给波形整形器100和A/D转换器220。波形整 形器100产生与脉搏波形MH同步的控制信号CS和时钟信号CK。图6 示出了波形整形器100的方框图。在该图中，阻尼振荡滤波器101为 中心频率为2.2Hz，通频带为0.8至3.5Hz的高Q值滤波器。脉搏波 形的基波成分一般在0.8至3.5Hz的范围内，因此一旦脉搏波形MH 通过阻尼振荡滤波器101，可抽取出其基波成分。例如，当图7A所示 的脉搏波形MH通过阻尼振荡滤波器101时，可获得图7B所示的正弦 波。

过零检测电路102由比较器等构成。过零检测电路102比较阻尼 振荡滤波器101的输出信号与地电平，产生矩形波。该矩形波与心跳 同步。如果阻尼振荡滤波器101的输出信号如图7B所示，则过零检 测电路102的输出信号如图7C所示。

比较器103、环路滤波器104、电压控制振荡电路105和分频电路 106构成锁相环。将过零检测电路102的输出信号提供给比较器103 的一输入端，而将分频电路106的输出信号提供给比较器103的另一 输入端时，比较器103可对应于两者的个位差而输出误差信号。误差 信号一旦经环路滤波器104提供给电压控制振荡电路105，电压控制 振荡电路105即输出时钟信号CK。时钏信号CK被分频电路106分为 1/8并反馈至比较器103的另一输出端。此时，时钟信号CK的频率与 图7D所示过零检测电路102的输出信号频率比较，形成8倍的频率。 随后时钟信号CK经分频电路107分为1/2而作为图7E所示的控制信 号CS输出。

图5所示的脉搏波形MH经A/D转换器220转换成数字信号并储存 在第一存储器221和第二存储器222中。控制信号CS直接提供给第 一存储器221的写使能端，而经过反相器223反相的控制信号CS提 供给第二存储器222的写使能端。第一和第二存储器221、222可以 时钟频率为单位交替储存脉搏波形MH。

标号224代表多路转换器，它从第一和第二存储器221、222中选 择交替读出脉波数据MD并输出至基本函数展开器。如上所述，在第 一存储器221的写入期间从第二存储器222中读取脉波数据MD，而在 第一存储器221读取期间向第二存储器222写入脉搏波形MD。

基本函数展开器W设计用来对上式(1)进行运算处理。可对基本函 数展开器W提供上述时钟信号CK，形成以时钟为周期进行运算处理。 基本函数展开部W由记忆主子波φ(x)的基本函数记忆器W1、转换定 标参数a的定标转换器W2、缓存器W3、进行移位的平行移动器W4和 乘法器W5构成。很显然，储存在基本函数记忆器W1中的主子波φ(x) 可以是各种类型的子波，包括Gabor子波、Mexican hat子波、Harr 子波、Meyer子波、Shannon子波等。

当从基本函数记忆器W1中读出主子波φ(x)时，比例转换器W2 可进行定标参数a的转换。定标参数a与周期对应，这样，a越大， 主子波φ(x)在时间轴上延伸越长。在这种情况下，记忆在基本函数 记忆器W1的主子波φ(x)的数据量是一定的，因此a大时会造成单位 时间周期内的数据将减少。定标转换器W2可对此进行内插处理，而 当a变小时进行外抽处理，产生函数φ(x/a)。可将该数据暂存在缓 存器W3内。

平行移动器W4对应于平移参数b在某一时刻从缓存器W3中读取 函数φ(x/a)，对函数φ(x/a)进行平行移动，产生函数φ(x-b/a)。

乘法器W5乘将变量1/a1/2、函数φ(x-b/a)和脉波数据MD相乘， 并以心动周期为单位进行小波变换，产生脉波分析数据MKD。在该例 中，脉波分析数据MKD可分割成0Hz～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 和3.5Hz～4.0Hz等频率区域输出。基本函数展开器W以上述时钟周 期进行运算处理，而时钟频率设置为脉搏波形MH的基本频率的8倍。 这样，一次心跳所产生的脉波分析数据MKD变为如图8所示的数据 M11～M88。

1-3-1-4：脉象数据产生器

下面介绍脉象产生器12。图9为该实施例脉象产生器12的方框 图。

在图中，加法器121、系数电路122和124以及存储器123为在 各频率区域中计算脉波校正数据MKD’平均值的电路。系数电路122 的系数为1/K+1，系数电路124的系数为K。加法器121将脉波校正 数据MKD’与系数电路124的输出相加。加法器121的输出数据借系 数电路122储存在存储器123内。存储器123延迟8个时钟周期而输 出所输入的数据。

在此，如果设心动周期为t，当前时刻为T，储存在存储器123 中的数据为Ma，则时刻T的数据Ma(T)可以下式表示：

Ma(T)＝{Ma(T-t)*K+MKD’(T)}/(K+1)

该式中，Ma(T-t)为时间周期t之前的数据，即Ma(T-t)为心跳前 的数据。因此，数据Ma(T)为过去数据与当前数据的加权平均。这种 处理在每个时间周期t内重复进行，其结果为将脉波校正数据MKD’ 的平均值储存在存储器123内。由于脉波校正数据MKD’是在每个频 率区域内产生的，因此可在各频率区域内计算出平均值。因此，脉波 校正数据MKD’的平均值Ma11～Ma88以0.5Hz为单位储存在存储器 123中，如图10所示。这意味着存储器123具有平均值表的功能。

计算器125根据储存在存储器123中的平均值Ma11～Ma88产生 脉象数据ZD。下面将说明平均值与代表弦脉、平脉、滑脉的波形之间 的关系。在下面说明的例子中，脉搏波形MH的基波频率设定为 1.3Hz。

一般地，如图8所示，脉搏波形由最初上升形成的主波wf1、随 wf1之后的潮波wf2、重搏切迹wf3和重叠波wf4构成。主波wf1相 当于左心室的急剧射血期。潮波wf2由主动脉的弹性扩张与外周反射 波之间的相互作用而形成。重搏切迹wf3代表左心室舒张期的主动脉 压力，相应于舒张压。重叠波wf4是随着主动脉瓣关闭时逆行血流的 逆流所产生的波。

图11示出了平均值Ma11～Ma88与弦脉代表性波形之间的关系。 弦脉的特征是潮波wf2融合于主波wf1，而重搏切迹wf3不存在。换 句话说，波形的特征出现在t2和t3时间周期内。当潮波wf2和重搏 切迹wf3清楚地呈现出时，第二和第三谐波成分相对于脉搏波形MH 的基波成分来说变得较大。这样，在弦脉情况下，在t2和t3时间周 期内的高于2Hz的频率成分趋于变得相对较小。在这种情况下，在该 例的t2和t3时间周期内，高于2Hz的频率成分的总和S1为[7]。S1 按下式定义：

            S1＝Ma23+Ma24+Ma25+Ma26+Ma27+Ma28

            +Ma33+Ma34+Ma35+Ma36+Ma37+Ma38

图12示出了平均值与代表平脉的波形之间的关系。平脉的特征是 由主波wf1、潮波wf2和重叠波wf4三个峰波形成。换句话说，其特 征表现在t2和t3时间周期内。由于可清楚地表示潮波wf2、重搏切 迹wf3和重叠波wf4，脉搏波形MH的第二和第三高次谐波成分变得较 大。这样，在平脉情况下，在t2和t3时间周期内，高于2Hz的频率 成分趋于变得相对较大。特别是，当比较t2和t3时间周期时，t2 时间周期内存在有潮波wf2的峰值，因此可以说存在有许多高频成 分。在该例的t2和t3时间周期中，高于2Hz的频率成分的总和S1 为[25]。在t2时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2为[12]， 而在t3时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S3为[7]。S2和S3 按下式定义：

S2＝Ma27+Ma28

S3＝Ma37+Ma38

图13示出了平均值与代表滑脉的波形之间的关系。滑脉的特征是 主波wf1和潮波wf2两个峰波几乎完全重叠。换句话说，波形的特征 出现在t2和t3时间周期内。由于潮波wf2几乎看不到，而重搏切迹 wf3清楚地呈现出来，因此脉搏波形MH的第二和第三谐波成分变得较 大。这样，在滑脉情况下，在t2和t3时间周期内，高于2Hz的频率 成分趋于变得相对较大。特别是，当比较t2和t3时间周期时，潮波 wf2在t2时间周期内不存在峰值。相反，重搏切迹wf3在t3时间周 期内存在峰值，因此可以说在t3时间周期内存在有更高的频率成分。 在该例的t2和t3时间周期中，高于2.0Hz的频率成分的总和S1为 [24]。在t2时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2为[6]，而在 t3时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S3为[10]。

如上所述，在每个脉象中均存在特征部分。该实施例的焦点是根 据下面的判断标准来判定脉象。

判定弦脉

当在时间周期t2和t3内，高于2.0Hz的频率成分之和S1为 [S1＜15]时，即判定为弦脉。此时，计算装置125产生数据Dg，表示 脉象数据ZD为弦脉。

判定平脉

当在时间周期t2和t3内，高于2.0Hz的频率成分之和S1为 [S1≥15]，并且在t2时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2与在 t3时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2为[S2≥S3]时，判定为 平脉。此时，计算装置125产生数据Dh，表示脉象数据ZD为平脉。

判定滑脉

当在时间周期t2和t3内，高于2.0Hz的频率成分之和S1为 [S1≥15]，并且在t2时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2与在 t3时间周期内的4.0～3.0Hz频率成分之和S2为[S2＜S3]时，判定为 滑脉。此时，计算装置125产生数据Dk，表示脉象数据ZD为滑脉。

1-3-1-5：脉象数据产生器的其它例

图14为脉象数据产生器其它构成例的方框图。存储器123具有 作为平均值表的功能。评估函数运算器126根据储存在存储器123中 的平均值产生评估数据QDg、QDh和QDk。评估函数运算器126具有 一个存储器，该存储器以相同于平均值表的形式预先储存对分别对应 于弦脉、平脉和滑脉的代表性脉搏波形进行小波变换的结果。对应于 弦脉、平脉和滑脉的代表性脉搏波形分别用Mg11～Mg88、Mh11～Mh88 和Mk11～Mk88表示。

评估数据QDg表示所测量的脉搏波形MH与代表弦脉的脉搏波形的 匹配程度，可由下式计算出来：

QDg＝∑Pij*|Mgij-Maij|/Mgij：i＝1～8，j＝1～8

评估数据QDh表示所测量的脉搏波形MH与代表平脉的脉搏波形的 匹配程度，可由下式计算出来：

QDh＝∑Pij*|Mgij-Maij|/Mgij：i＝1～8，j＝1～8

评估数据QDk表示所测量的脉搏波形MH与代表滑脉的脉搏波形的 匹配程度，可由下式计算出来：

QDk＝∑Pij*|Mgij-Maij|/Mgij：i＝1～8，j＝1～8

Pij为一系数，在不具特征的时间频率区域内设定为[0]，而仅在 具有特征的部分设定为[1]。系数如上设定是由于脉搏波形的特征部 分具有大量的能量，因此可据此判别脉象。另一方面，如果根据波形 的低水平部分来判别脉象，则由于SN比差而不能进行正确判别。

比较器127比较评估数据QDg、QDh和QDk，将对应于显示为最小 值的评估数据的脉象确定为所测的脉搏波形MH的脉象，并产生脉象 数据ZD。

在上述实施例中，与脉搏波形MH同步进行小波变换，将一个脉搏 波形分割成多个频率时间区域，并在所分割的频率区域中抽取出特征 性显示脉象的部分，据此确定其脉象，从而可正确判定脉象。

1-4：第二实施例

第一实施例的脉波诊断装置的前提是被检者处于安静状态。由于 人在运动时心跳会变强，当被检者在步行或抓取物品时，脉搏波形会 受体动的影响而变化。因此，第一实施例的脉波诊断装置一旦有体动 时将难于正确检测脉象。该第二实施例在这一点上具有优势。第二实 施例的脉波诊断装置能够从脉搏波形中消除体动成分，这样即使在体 动存在的情况下也能得到正确的脉象。

1-4-1：第二实施例的构成

第二实施例的外部构造与图2所示的第一实施例相同。但是，第 二实施例的脉波诊断装置在装置本体110的内部具有加速度传感器 21。

下面将说明第二实施例的脉波诊断装置的电气构成。图15为第二 实施例的脉波诊断装置的方框图。在该图中，第一小波变换器10A和 第一频率校正器11A分别与第一实施例的小波变换器10和频率校正 器11的结构相同，设计成从第一频率校正器11A中输出脉波校正数 据MKD’。

加速度传感器21检测体动波形TH，并将此提供给第二小波变换 器10B。对体动波形TH进行小波变换，产生体动分析数据TKD。第二 小波变换器10B的构成与第一实施例中的小波变换器10相同。因此， 体动分析数据TKD为将0～4Hz的频率区域以0.5Hz分割成的各频率 成分构成的。第二频率校正器11B的构成与第一实施例中的频率校正 器11相同，并对体动分析数据TKD进行频率校正，产生体动校正数 据TKD’。

屏蔽器18从脉波校正数据MKD’中抽取出体动校正数据TKD’， 产生体动成分被去除的脉波校正数据MKD”。脉象数据产生器12以与 第一实施例相同的方式，根据脉波校正数据MKD”产生脉象数据ZD。 显示器13根据脉象数据ZD显示脉象。

1-4-2：第二实施例的工作过程

下面将参考附图对第二实施例的工作过程进行说明。

在该例中，假设被检者在脉象检测过程中以手举杯子，然后将其 放回原位。此时，由脉波检测传感器单元130检测图16A所示的脉搏 波形MH。同时检测图16B所示的体动波形TH。

体动波形TH从时刻T1开始升高，在时刻T2达到正峰值。之后， 体动波形TH逐渐降低，在时刻T2通过零位，在时刻T3达到负峰值， 而在时刻T4恢复至零位。由于体动波形TH是由加速度传感器21检 测的，因此时刻T3对应于被检者举起杯子至最高的时刻，时刻T1对 应于举起的开始时刻，而时刻T4对应于举起终止时刻。可见，时刻 T1至时刻T4期间为体动存在期间。图16C所示为假设体动不存在时 的脉搏波形MH’。在该例中，脉搏波形MH的基频为1.3Hz。

下面将参考图17至图19说明图16所示期间Tc第二实施例的脉 波诊断装置的工作过程。图17示出了期间Tc的脉波校正数据MKD’， 图18示出了期间Tc的体动校正数据TKD’。从图中可看出，体动波 形TH在0.0Hz～1.0Hz的频率区域内存在有较大水平的频率成分。

当将脉波校正数据MKD’和体动校正数据TKD’提供给屏蔽器18 后，屏蔽器18从脉波校正数据MKD’中抽取出体动校正数据TKD’， 产生如图19所示的体动成分被去除的脉波校正数据MKD”。因此，即 使体动成分存在仍可消除其影响而获得与安静时从脉搏波形中所获 得的脉波校正数据MKD’相同的脉波校正数据MKD”。

脉象数据产生器12根据脉波校正数据MKD”判定脉象。在该例中， 在时间周期t2和t3内的高于2.0Hz的频率成分之和S1为28，所以 [S1＞＝15]。在时间周期t2内的在4.0～3.0Hz范围内的频率成分之和 S2为9，而在时间周期t3内的在4.0～3.0Hz范围内的频率成分之和 S3为13，因此[S2＜S3]。如上所述，根据上述的判定基准可以判定存 在滑脉。脉象数据产生器12产生数据DK，表示脉象数据ZD为滑脉。

在第二实施例中，对体动波形TH进行小波变换，并根据获得的结 果消除体动成分。因此采用第二实施例，即使在日常活动或运动中仍 可正确检测脉象。

1-5：第三实施例

在第二实施例中，对脉搏波形中的子波和体动波形进行了频率校 正，并用体动波形屏蔽脉搏波形。但是，在该例中需用两种类型的频 率校正器，这样结构变得复杂了。第三实施例在这一点上具有优势。

第三实施例的外部结构与图2所示的第一实施例相同，但第三实 施例的脉波诊断装置如第二实施例一样，在装置本体110内具有一个 加速度传感器21。

下面将说明第三实施例的脉波诊断装置的电气构成。图20为第三 实施例的脉波诊断装置的方框图。在该图中，第一和第二小波变换器 10A、10B以及频率校正器11具有与第一实施例中的小波变换器10 和频率校正器11相同的构成。

在进行频率校正之前，屏蔽器18从脉波分析数据MKD中抽取出体 动分析数据TKD，从而消除体动成分，产生体动成分被去除的脉波数 据。然后，频率校正器11对体动成分被去除的脉波数据进行频率校 正，这样在每个频率点处的能量密度变得恒定，从而产生脉波校正数 据MKD”，借此可在不同的频率成分间进行电平比较。接下来，脉象 数据产生器12根据脉波校正数据MKD”产生脉象数据ZD并将该脉象 数据ZD显示在显示器13上。

由于频率校正器11在第三实施例中是位于屏蔽器18之后的，因 此脉波诊断装置的结构简单，并能够在存在体动的情况下确定脉象。

1-6：第四实施例

在第二和第三实施例中，加速度传感器21检测体动波形TH，并 对体动波形TH进行小波变换。然后通过比较脉搏波形MH和体动波形 TH各自的小波变换结果，去除包含在脉搏波形MH的频率成分中的体 动成分，从而判定脉象。但由于需要加速度传感器21和第二小波变 换器10B，所以结构复杂。第四实施例考虑到了该点，提供的脉波诊 断装置不仅结构简单，而且可以在体动存在的情况下正确判定脉象。

1-6-1：第四实施例的构成

第四实施例的脉波诊断装置的外部结构与图2所示第一实施例的 外部结构相同，因此这里不再进行说明，下面仅对其电气构成加以说 明。图21为第四实施例的脉波诊断装置方框图。除了在频率校正器 11和脉象数据产生器12之间另外设置体动成分去除器19之外，图 21均与说明第一实施例的图4相同。因此下面仅说明不同之处。

体动成分去除器19从脉波校正数据MKD’中分离并除去体动成分 而产生体动成分被去除的脉波数据TBD。体动成分去除器19利用了下 述体动性质。

体动是由于手臂的上下摆动或跑步时手臂的摆动产生的。但在日 常活动中，人体几乎不具瞬间的摆动。因此在日常活动中，体动频率 波形TH的频率成分并不高，一般在0Hz～1Hz范围内。此时，脉搏波 形MH的基频大多在1Hz～2Hz范围内。因此，在日常活动中，体动波 形TH的频率成分是在低于脉搏波形MH基频的频率区域内。

另一方面，在慢跑等运动中，由于手臂摆动等的影响，体动波形 TH的频率成分会略有增加。但是脉率也会随运动的增加而增加，从而 使脉搏波形MH的基频增高，因此即使在运动中，体动波形TH的频率 成分一般仍是在低于脉搏波形MH的基频的频率区域内的。

体动去除器19针对上述情况而去除体动成分，设计成忽略低于脉 搏波形MH基频的频率区域。此时，如果高于脉搏波形MR基波成分的 频率区域中存在有体动成分，则会降低脉象检测精度。但是，上述体 动成分在低于脉搏波形MH的基波成分的频率区域内的可能性较高， 因此可以高精度地进行脉象检测。图22为体动成分去除器19的详细 方框图。波形整形器191对脉搏波形MH进行整形，产生与脉搏波形 MH同步的复位脉冲。具体而言，如图6所示，波形整形器191由阻尼 振荡滤波器101和过零检测电路102等构成。计数器192计算图中未 示出的时钟脉冲，并设计成由复位脉冲对计数器进行复位。平均值计 算电路193可算出计数器192中的计数值的平均值。平均值计算电路 193可由加法器121、系数电路122、123和存储器123等构成，如图 8所示。此时，由平均值计算电路193所算出的平均值为对应于脉搏 波形MH的平均周期。因此，只须参照平均值即可检测脉搏波形MH的 基频。

置换电路194根据上述平均值确定包括脉搏波形MH的基频的频率 区域。例如，当平均值为0.71秒时，基频变为1.4Hz，这样确定的频 率区域为1Hz～1.5Hz。随后，置换电路194对低于确定频率区域的 频率区域将脉波校正数据MKD’置换成[0]，从而产生体动成分被去除 的脉波数据TBD。因此，位于低于脉搏波形MH基频的频率区域的各种 成分在脉象判定时被忽略。此时，脉波成分会与体动成分一样被置换 成[0]，但脉搏波形MH的特征部分存在于高于基频的的频率区域内， 因此即使如上所述置换为[0]，也不致影响脉象的判定。

如图21的脉象数据产生器12根据上面产生的体动成分被去除的 脉波数据TBD判定脉象并产生脉象数据ZD。一旦将脉象数据ZD提供 给显示器13时，显示器13除了显示“平脉”、“弦脉”或“滑脉” 等文字外，还会显示特定的记号或图符。

1-6-2：第四实施例的操作

下面将参照附图说明第四实施例的工作过程。

在该例中，如果脉波检测传感器单元130检测到了如图16A所示 的脉搏波形MH(基频为1.3Hz)，则校正脉波数据MKD’在时间周期Tc 内变为如图17所示。

此时由置换电路194确定的频率区域为1.0Hz～1.5Hz。这样，被 置换的频率区域变为Ma12～Ma82相应于0.5Hz～1.0Hz，Ma11～Ma81 相应于0Hz～0.5Hz。因此，脉波校正数据MKD’的数据Ma12～Ma82、 Ma11～Ma81被置换为[0]，产生图23所示的体动成分被去除的脉波 数据TBD。

脉象数据产生器12根据该体动成分被去除的脉波数据TBD判定脉 象。在该例中，在时间周期t2和t3内高于2.0Hz的频率成分之和S1 为28，因此[S1≥15]。在时间周期t2内的在4.0～3.0Hz内的频率成 分之和S2为9，而在时间周期t3内的在4.0～3.0Hz内的频率成分 之和S3为13，因此[S2＜S3]。这样，根据上述判定标准，现存在滑 脉。脉象数据产生器12产生数据Dk，表示脉象数据ZD为滑脉。

在第四实施例中，巧妙地利用体动成分一般存在于低于脉搏波形 MH基频成分的频率区域内这一特征来去除体动成分。因此可以省去第 二和第三实施例中需要的加速度传感器12和第二小波变换器10B等 结构。并且即使存在体动也能正确检测脉象。

1-7：第五实施例

在上述第二至第四实施例中，体动成分的去除是对脉搏波形MH 进行小波变换之后所得的结果进行的，并根据时间频率区域的能量水 平来确定脉象。但是，在子波处理中，对小波变换的转换结果进行逆 小波变换时可使时间轴上的信号重现是公知的常识。第五实施例即着 眼于该点，对体动成分被去除的小波变换结果进行逆小波变换，从而 在时间轴上确定脉象。

1-7-1：第五实施例的构成

第五实施例的脉波诊断装置的外观构成与图2所示的第一实施例 的外观构成一样，因此在此省去说明。下面将对电气构成进行介绍。 在该例中，可以对上述第四实施例采用逆小波变换的情况进行说明， 也可以对第二、第三实施例进行逆小波变换，从而在时间轴上确定脉 象。

图24为第五实施例的脉波诊断装置方框图。第五实施例的脉波 诊断装置不同于图21所示的第四实施例之处在于不采用频率校正器 11、设置脉象判定器22来代替脉象数据产生器12、在体动去除器19 与脉象判定器22之间设置逆小波变换器20等。下面将说明这些不同 之处。

不采用频率校正器11的原因是不需比较每个时间频率区域内的 小波变换结果，这是因为在该例中，脉象是从时间轴上的信号波形中 确定的。另外，不采用频率校正器11的其它原因为，逆小波变换是 对小波变换的转换结果进行处理而使时间轴上的信号波形重现，因此 如果进行频率校正将不能使信号波形正确重现。

其次，逆小波变换器20与小波变换器10为互补关系，可按下式 运算： $f\left(x\right)=\frac{1}{\mathrm{C\phi }}{\int \int }_{R^2}\left(\mathrm{W\phi f}\right)(a,b)\frac{1}{\sqrt{a}}\phi \left[\frac{x-b}{a}\right]\frac{\mathrm{dadb}}{a^2}···-----2$

可根据体动成分被去除的脉波数据TBD中获得体动成分被去除的 脉搏波形TMH。例如，当由脉波检测用传感器单元130检测到如图16 所示的脉搏波形MH时，在时间周期Tc内，脉波分析数据MKD变为如 图17所示。当由体动成分去除器19去除体动成分时，可获得如图 23所示的体动成分被去除的脉波数据TBD。当逆小波变换器20进行 逆小波变换时，可产生作为体动成分被去除的脉搏波形TMH的如图 16C所示的脉搏波形MH’。

接下来，为了确定脉象，脉象判定器22首先抽取出可确定体动 成分被去除的脉搏波形TMH的形状的波形参数。假设一个心跳的体动 成分被去除的脉搏波形TMH形成如图25所示的形状时，波形参数可 定义如下。此外，在图21中，纵轴为血压，横轴为时间。

1)t6为从对应于一个心跳的脉波上升时(以下称该上升时刻为 “脉波开始时间”)直至对应于下一个心跳的脉波开始上升的时间。

2)血压值y1～y5在脉波中依次呈现极大点P1、极小点P2、极大 点P3、极小点P4以及极大点P5。

3)脉波开始时刻以后，呈现上述各点P1～P5的经过时间t1～ t5。

为了计算波形参数，脉象判定器22抽取出与上述极大点和极小点 相关的所谓“峰值信息”。峰值信息的内容与脉象判定器的工作过程 和结构有关，因此在解释电路的构成时将详细说明峰值信息。

图26为脉象判定器22的构成方框图。图中的数字181代表控制 每个构成部分的微机。184是由RAM构成的波形存储器。由A/D转换 器182获得体动成分被去除的脉搏波形TMH的波形值，并依次储存。 195是波形值地址计数器，它从微机181输出脉搏波形采样指示START 期间开始计数采样时钟φ，并将计数结果作为需写入波形值的波形值 地址ADR1输出。由微机181监视波形值地址ADR1。

数字196为选择器。当微机181未输出选择信号S1时，选择器 196选择由波形值地址运算器195输出的波形值地址ADR1，并将所选 择波形值地址ADR1提供给波形存储器184的地址输出端。另一方面， 当微机181输出选择信号S1时，选择器196选择微机181输出的读 出地址ADR4，并将所选择的读出地址ADR4提供给波形存储器184的 地址输入端。

图中的数字201为微分电路，可运算从低通滤波器183依次输出 的波形值W的时间微分。

202为过零检测电路，当波形值W为极大值或极小值时，其时间 微分为0，此时过零检测电路202输出过零检测脉波Z。具体地说， 过零检测电路202用于检测在图27所示脉搏波形的波形中的峰值 P1、P2……。当输入对应于这些峰值的波形值W时，过零检测电路输 出过零检测脉波Z。

203为峰值地址计数器。在微机181输出开始计数脉波的指示 START时，峰值地址运算器203计数过零检测脉波Z，然后将计数结 果作为峰值地址ADR2输出。

204为移动平均运算电路，它算出当前时刻点为止微分电路201 所输出的过去预定个数的波形值W的时间微分值的平均值，并将结果 作为显示当前时刻点为止的脉波斜率的斜率信息SLP输出。

205为用于储存后面将说明的峰值信息的峰值信息存储器。后面 将对峰值信息进行更详细的说明。图28所示的峰值信息的详细内容 列举如下。 (1)波形值地址ADR1

当低通滤波器183所输出的波形值W为极大值或极小值时，从波 形值地址计数器195中输出的写入地址为波形值地址ADR1。换言之， 波形值地址ADR1为相应于极大值或极小值的波形值W位于波形存储 器184内的写入地址。 (2)峰值类型B/T

峰值类型为表明写入上述波形值地址ADR1中的波形值W显示的 是极大值T(Top)还是极小值B(Bottom)的信息。 (3)波形值W

波形值W为相应于上述极大值或极小值的波形值。 (4)行程信息STRK

行程信息STRK为从前一个峰值到该峰值为止的波形值的变化 量。 (5)斜率信息SLP

斜率信息SLP为到该峰值为止的过去预定数量的波形值时间微分 的平均值。

下面说明由微机181控制的脉象判定器22的工作过程。

(a)波形及其峰值信息的采集

当微机181输出信号START指示采集波形时，波形值地址计数器 195和峰值地址计数器203解除复位。

其结果为，波形值地址计数器195对采样时钟φ进行计数。计数 值作为波形值地址ADR1由选择器196提供给波形存储器184。将从人 体上检测的脉波信号输入A/D转换器182，根据采样时钟φ依次转换 为数字信号。这些转换的数字信号由低通滤波器183作为波形值W依 次输出。波形值W依次提供给波形存储器184，并被写入在当前该点 的波形值地址ADR1所确定的寄存区域内。根据上述工作过程，相对 应脉搏波形的连续波形值W被储存在波形存储器184中。图27示出 了这种连续波形值W。

与上述工作过程平行进行的是下面将说明的对峰值信息的检测和 向峰值信息存储器205中写入。

首先，由微分电路201计算出体动成分被去除的脉搏波形TMH的 波形值W的时间微分，然后将结果输入到过零检测电路202和移动平 均运算电路204中。移动平均运算电路204在每提供一波形值W的时 间微分时，计算出过去预定个数的时间微分值的平均值(即移动平均 值)，将运算结果作为斜率信息SLP输出。当波形值W为升高或已达 到极大值时，输出的斜率信息SLP为正值。反之，当波形值W为下降 或已达到极小值时，输出的斜率信息SLP为负值。

例如，当低通滤波器183输出如图27所示的相对于极大值点P1 的波形值W时，微分电路201输出的时间微分为0，并且从过零检测 电路202中输出过零检测脉波Z。

其结果是，可通过微机181读取该时刻点的波形值地址运算器195 的运算值——波形地址ADR1、波形值W、峰值地址运算器的运算值—— 峰值地址ADR2(此时ADR2＝0)以及斜率信息SLP。另外，过零检测 脉波Z的输出可使峰值地址运算器203的运算值ADR2变为1。

微机181根据所获得的斜率信息SLP的符号产生峰值类型B/T。 此时，当输出极大值点P1的波形值W时，该时刻点输出正的斜率信 息，因此微机181可设定使峰值信息B/T值对应于极大值。微机181 指定峰值地址运算器203所获得的峰值地址ADR2(此时ADR2＝0)不 经修饰即作为写入地址ADR3，并以写入波形值W、它的波形地址 ADR1、峰值类型B/T和斜率信息SLP作为第一次峰值信息写入峰值信 息存储器205中。当写入第一次峰值信息时，由于不具瞬间前的峰值 信息而不能进行行程信息STRK的产生与写入

例如，当低通滤波器183依次输出如图27所示的相对于极小值点 P2的波形值W时，过零检测脉波Z以上述相同方式输出，并由微机 181获得写入地址ADR1、波形值W、峰值地址ADR2(＝1)以及斜率 信息SLP(＜0)。

接下来，与上述方式相同，微机181根据斜率信息SLP确定峰值 类型B/T(此时为“B”)。然后，微机181读出仅比峰值地址ADR2 小1的地址作为地址ADR3提供给峰值信息存储器205，并读出第一 次写入的波形值W。然后，微机181计算从低通滤波器183此次获得 的波形值W和峰值信息存储器205所读出的第一次波形值W的差分， 求得行程信息STRK。如上述所求得的峰值类型B/T、行程信息STRK 与其它信息，即波形值地址ADR1、波形值W、斜率信息SLP等同时作 为第二次峰值信息而写入峰值信息存储器205的对应于峰值地址 ADR3＝1的储存区域中。在检测峰值P3、P4……等时也进行同样的操 作。

一旦已经过确定的时间段，微机181即停止波形采集指示START 的输出，结束波形值W和峰值信息的采集。

(b)脉搏波形分割处理

微机181进行处理，从储存于峰值信息存储器205中的各种信息 中确定出对应于进行波形参数采集的一次心跳的波形信息。

首先，从峰值信息存储器205中依次读出对应于各峰值点P1、 P2……的斜率信息SLP以及行程信息STRK。然后，从各行程信息STRK 中选择对应于正斜率的行程信息(即对应的正斜率信息SLP)。再从 这些行程信息中选出较大值的预定个数。从所选择的行程信息STRK 中选出中间值，获得进行波形参数抽取的一次心跳的上升部分(例 如，在图27中，上升部分由符号STRKM表示)的行程信息。另可求 得在该行程信息的峰值地址前一个的峰值地址(即进行波形参数提取 的一次心跳的脉波开始点P6的峰值地址)。

(c)波形参数的提取

微机181参照对应于储存在峰值信息存储器205中的上述一次心 跳的脉波的各峰值信息算出各波形参数。该处理可按下述获得。 (1)血压值y1～y5

分别将对应于峰值点P7～P11的波形值设定为y1～y5。 (2)时间t1

从对应于峰值点P7的波形地址中减去对应于峰值点P6的波形地 址，将其结果乘以采样时钟φ而计算出t1。 (3)时间t2～t6

与上述t1相同，根据对应于各峰值点间的波形地址差加以计算。

另外，将以该方式获得的各波形参数储存于微机181内部的缓存 器中。

(d)根据波形参数判定脉象

下面参照图29所示的流程图说明根据波形参数进行判定脉象的 处理。

d-1：计算主波波宽Wt的操作

上述的峰值信息为由如图25的波形峰值P1～P5的时间周期t1～ t5、血压y1～y4以及波形的t6周期构成。一般来说，脉搏波形是由 最初上升所产生的主波(相应于峰值点P1)、随后的潮波(对应于峰 值点P3)、重搏切迹(从峰值点P3至P4)以及重叠波(对应于峰值 点P5)构成的。主波相应于左心室的急剧射血期。潮波取决于主动脉 的弹性扩张与外周反射波之间的相关关系。重搏切迹表示左心室舒张 期内主动脉的压力，对应于舒张压。重叠波是随主动脉瓣关闭的逆行 血流所产生的逆流波。

微机181如下所述根据峰值信息判定脉象。在这之前，已计算出 图25所示的Wt。Wt为主波在1/3高y1位置处的波宽。在图21中， 微机181计算2*y1/3(步骤S300)，并依次将该计算结果与从波形 存储器184中读出的波形高度值进行比较。将两者一致时的波形地址 储存在微机181内的缓存器内(步骤S301)。借此可求得点Qa、Qb 的时间，并计算两者的差而算出主波的波宽Wt(步骤S302)。

d-2：判定脉象的工作过程

接下来，微机181按如下所述判定脉象。

(1)如图11所示，由于弦脉的潮波与主波融合，因此其特征为： 1)主波较宽，以及2)相对于主波的高度而言形成较高的潮波。这样， 微机181可按下列关系式(55)～(59)运算，满足这些关系时则判 定为弦脉(步骤S303)。 0.20＜Wt/t＜0.28    ……(55) y3/y1≥0.7          ……(56) y4/y1≥0.5          ……(57) (y5-y4)/y1＜0.03    ……(58) t1＜0.12            ……(59) (2)平脉如图12所示为由主波、潮波与重叠波构成的三峰波。因此， 微机181可按如下关系式(60)～(64)运算，满足这些关系时则判 定为平脉(步骤S304)。 y3/y1＜0.7            ……(60) y3/y1＞y4/y1          ……(61) 0.3≤y4/y1＜0.5       ……(62) (y5-y4)/y1＞0.05      ……(63) 0.12＜Wt/t＜0.2       ……(64) (3)滑脉如图13所示，几乎形成主波与潮波重叠的双峰波。因此， 微机181可按如下关系式(65)～(68)运算，满足这些关系时则判 定为滑脉(步骤S305)。 0.2＜y3/y1＜0.4          ……(65) 0.2＜y4/y1＜0.4          ……(66) (y5-y4)/y1＞0.1          ……(67)

Wt/t＜0.20           ……(68)

当以该方式确定脉象时，脉象判定器22产生显示脉象的脉象数据 ZD(步骤S306)。不符合上述弦脉、平脉或滑脉的波按错误处理(步 骤S306)。

在第五实施例中，对脉搏波形MH进行小波变换，并巧妙利用的体 动的性质去除了体动成分，再次构成体动成分被去除的脉搏波形 TMH。由此，可去除作为噪间成分而起作用的体动成分。这样，即使 在体动成分存在的情况下仍可使用信号波形正确检测脉象。

1-8：第一章的改型例

本发明不限于上述实施例，还可以有以下改型例。

1-8-1：省去频率校正装置

在第一章的实施例中，采用频率校正装置来比较不同频率区域中 的能量。但是，也可以着眼于某一频率区域，根据其能量水平来确定 脉象。

例如，在第一实施例中省去频率校正装置，可以采用小波变换装 置对脉波检测传感器单元130检测出的脉搏波形MH进行小波变换， 在每个频率区域产生脉波分析数据MKD，对脉波分析数据MKD执行计 算，并产生显示脉搏波形类别的脉象数据ZD。

在第二和第三实施例中省去频率校正装置，当采用脉波检测传感 器单元130检测脉搏波形MH时，第一小波变换器10A对脉搏波形MH 进行小波变换，并在每个频率区域产生脉波分析数据MKD。当采用加 速度传感器21来检测体动波形TH时，采用第二波转换器10B对体动 波形TH进行小波变换，并在每个频率区域产生体动分析数据TKD。屏 蔽器18从脉波分析数据MKD中减去出体动分析数据TKD，并产生体动 成分被去除的脉波校正数据MKD”。然后脉象数据产生器12对脉波校 正数据MKD”进行运算，并产生显示脉搏波形MH类型的脉象数据ZD。

1-8-2：去除体动成分的其它例子

在第五实施例中，通过对体动成分去除器19的输出进行逆小波变 换而产生体动成分被去除的脉搏波形TMH。但是，因为本发明是通过 重建体动成分被去除的子波而在时间轴上评估脉象的，因此本发明不 限于此，只要对去除体动成分后的子波进行逆小波变换即可。例如， 当脉波检测传感器单元130检测脉搏波形MH时，第一小波变换器10A 可对脉搏波形MH进行小波变换，在每个频率区域产生脉波分析数据。 当加速度传感器21检测出体动波形TH时，第二小波变换器10B对体 动波形TH进行小波变换，在每个频率区域产生体动分析数据TKD。随 后，屏蔽器19从脉波分析数据MKD中减去体动分析数据，产生脉波 校正数据MKD”。然后对该脉波校正数据MKD”进行逆小波变换。

  1-8-3：在小波变换中采用的滤波器组

  在上述实施例中，小波变换器10、10A和10B具有基本函数展开 器W，可借此进行小波变换。但是本发明不限于此，也可以借助滤波 器组实现小波变换。滤波器组构成的例子如图30所示。在该图中， 滤波器组由三个阶段构成，其基本单元为高通滤波器1A与分样滤波 器1C以及低通滤波器1B与分样滤波器1C。高通滤波器1A与低通滤 波器1B设计成分割预定的频率区域，可分别输出高频成分和低频成 分。在该例中，将脉波数据MD的频率区域设定为0Hz～4Hz，因此可 将第一段的高通滤波器1A的通频区域设定为2Hz～4Hz。另一方面， 可将第一段的低通滤波器1B的通频区域设定为0Hz～2Hz。分样滤波 器1C在每个采样之间间隔抽取数据。

将上述所产生的数据提供给下一阶段时，重复频率区域的分割与 数据的抽取，最后可获得分割成8部分的0Hz～4Hz频率区域的数据 M1～M8。

高通滤波器1A和低通滤波器1B可由内部包含延时元件(D触发器) 的横向滤波器构成。人的脉率在每分钟40～200次的范围内。脉搏波 形MH的基频随身体状态在时刻改变。此时，只需与基频同步，形成 可变的分割区域即可获得随身体状态而变的动态信息。因此，也可以 将提供给横向滤波器的时钟波形设定为脉搏波形MH，从而形成可变的 分割区域。

在脉波分析数据MKD中，代表脉搏波形MH的特征的频率成分为基 波、第二谐波和第三谐波等各频率成分。因此，可利用滤波器组的输 出数据M1～M8中的一部分来判定脉象。此时，只需将上述滤波器组 设计成与脉搏波形MH同步，即可省去高通滤波器1A、低通滤波器1B 以及分样滤波器1C的一部分，从而使结构简单化。

1-8-4：在逆小波变换中采用滤波器组

在第五实施例中，在采用图30所示的滤波器组构成小波变换器 10时，也可以采用图31所示的滤波器组来构成逆小波变换器20。在 图中，滤波器组由三个阶段构成，其基本单元为高通滤波器2A与内 插滤波器2C、低通滤波器2B与内插滤波器2C以及加法器2D。高通 滤波器2A和低通滤波器2B设计成可分割预定的频率区域，并输出高 频成分和低频成分。内插滤波器2C在每两个采样间隔内插一采样数 据。

为了重建波形，必须针对图30所示的滤波器组采用图31所示的 精确重建滤波器组。此时，高通滤波器1A、2A和低通滤波器1B、2B 的特性必须满足以下关系：

HO(-Z)FO(Z)+H1(-Z)F1(Z)＝0

HO(Z)FO(Z)+H1(-Z)F1(Z)＝2Z-L

高通滤波器2A和低通滤波器2B可由包含延时元件(D触发器)的 横向滤波器构成。在小波变换器10中采用的滤波器组与脉搏波形MH 的基频同步，形成可变的分割区域。这样，当所提供的时钟与脉搏波 形MH同步时，可将该时钟提供给高通滤波器2A和低通滤波器2B。

1-8-5：对受频率分析的频率区域的自动调节

在第二和第三实施例中，使用加速度传感器21检测体动波形TH。 当检测到体动时，由于被检者处于运动状态而会使脉搏波形MH的基 波频率变高。该脉搏波形MH是由第一小波变换器10A进行频率分析 的，但是如果固定被频率分析的频率区域，则难于对脉搏波形MH的 整个特征部分进行分析。例如，在安静状态下的脉搏波形MH的基波 频率为1Hz的人进行慢跑时，其脉搏波形MH的基波频率变为2Hz(相 当于脉率为120)。如第二实施例如述，在0～4Hz的频率范围进行小 波变换，从而频率分析可进行至脉搏波形MH的第三谐波。但是在慢 跑中，第三谐波达到6 Hz，因而不能进行频率分析。

因此，可根据体动波形TH求得运动量，并随着运动量的增大可控 制第一、第二小波变换器10A、10B，使进行小波变换的频率提高到高 的区域内。

当采用如上所述的滤波器组形成第一和第二小波变换器10A、10B 时，能够相应于运动量控制其时钟频率，即随着运动量的增加，可以 采用传统的反馈控制来提高时钟频率。

在慢跑过程中，体动波形TH的间期表示跑步者手腕往返的间期， 并且与脚步步幅间期有恒定的关系，一般为相对于手腕摆动一次而脚 前进2步。另外，运动量可用跑步速度与步长的乘积表示。一般来说， 当跑步速度增加时，手腕摆动间期将增大，而步长趋于减小。因此， 体动波形TH与运动量形成恒定的关系。例如，图32同时示出了在运 动场跑步时脉率与跑步速度的关系和跑步频率与跑步速度的关系。如 该图所示，很显然被检者的脉率和跑步频率随跑步速度而增加，即当 跑步频率增加时，运动量和脉率也随之增加。因此，可预先测定体动 波形TH的间隔与运动量的关系，并将此储存到表格中，从而参照该 表计算运动量。

1-8-6：告知装置的其它例

在上述实施例中，均是以显示器13作为告知装置而加以说明的， 而在下面的说明中也可以采用其它告知装置，这些装置可以五种感觉 为基准予以适当分类。这些装置可单独使用，也可组合使用。如下说 明那样，如果采用不利用视觉的装置，则即使是有视力障碍的人也同 样可以理解告知内容。类似地，如采用不利用听觉的装置，则有听力 障碍的人也可以理解告知内容。因此，该装置特别适用于有障碍的使 用者。

在告知装置基于听觉的情况下，该装置可告知被检者脉象分析与 诊断的结果，或警告被检者。除采用蜂鸣器之外，还可采用压电元件 或扬声器。特殊的例子为，该装置为使被告知的对象带有便携式寻呼 机，在进行告知时可从装置处呼叫该寻呼机。当采用这种设备来告知 被检者时，通常希望不仅可实现告知结果，并可同时发送其它信息。 此时，对应于具体欲发送的信息内容，只需改变音量大小等信息即 可，例如可改变音高、音量、音色、声音或音乐的种类(曲名等)。

当欲告知被检者该诊断装置的各种测定结果或信息时，或欲提出 警告时可采用基于视觉的告知装置。下面的设备可认为是这种类型的 装置，例如显示装置、CRT(阴极射线管显示装置)、LCD(液晶显示装 置)、打印机、X-Y绘图仪、灯泡等。也可以采用透镜式投影器这种特 殊的显示装置。另外，可考虑采用以下各种变化来告知，例如在告知 数值时分别采用模拟或数字显示；采用曲线图；采用显示色的浓淡； 采用以数值或数值等级告知时的直方图显示；采用圆形图表、表情图 等。采用表情图时，例如可分别以老人的脸对应弦脉；以健康青年的 脸对应平脉；不健康青年的脸则对应滑脉。

基于触觉的装置也可考虑用于提供警告。该例包括如下所述：电 子刺激器，该电子刺激器内设有从手表等便携式装置的背面凸出的形 状记忆合金，电流通过该形状记忆合金；机械刺激器，该机械刺激器 内设有可从手表等便携式装置的背面自由伸缩的凸出物(例如尖端为 钝的针等)构造，可通过该凸出物赋予机械刺激。

也可以采用基于气味的告知装置，即可在该装置中设有散发香味 的散发气味机构，将告知内容预先与气味对应，装置散发出与告知内 容对应的气味。可在散发气味的机构中选用微型泵等类似装置。

1-8-7：脉波检测器的改型例

在上述实施例中，以脉波检测传感器单元130作为脉波检测装置 f1的例子。但是本发明并不限于此，只要可检测脉波即可。

1-8-7-1：检测方法

1-8-7-1-1：采用透射光法

上述脉波检测传感器单元130利用的是反射光，但也可利用透射 光。波长范围在700nm以下的光具有不易透过手指组织的倾向。因此， 当采用透射光时，光发射元件的光照射波长在600至1000nm范围内， 并使照射光以组织→血管→组织的次序穿透，然后检测该穿透光的光 量变化。由于穿透光被血液中的血红蛋白吸收，因此可通过检测穿透 光的光量变化来检测脉搏波形。

可采用InGaAS型(铟-镓-砷)或GaAs型(镓-砷)激光发光 二极管作为光发射元件。由于波长在600至1000nm范围之外的外部 光容易穿透组织，光接收元件一旦接收到外部光入射时会造成脉波信 号S/N变差。因此，可照射从光发射元件发射出的偏振激光，使接收 光元件接收的穿透光经过偏振滤波器。此时可不受外部光的影响，从 而可以良好的S/N比检测脉波信号。

此时，如图32A所示，光发射部件230设置在带形固定装置145 处，并在手表本体一侧设有光接收部件231。光从发射部件230处发 射出来，穿过血管143，并从桡骨232和尺骨233之间穿过，到达光 接收部件231。由于在该例中穿透光必需穿过组织，因此在考虑组织 吸收时，光的波长最好是在600至1000nm之间。

图32所示的例子为检测部位在耳垂处。握持部件234和握持部件 235通过弹簧237的作用可以轴236为中心转动。握持部件234和握 持部件235上分别设有光发射元件230和光接收元件231。当采用该 脉波检测装置时，握持部件234和握持部件235握持耳垂而检测脉 波。当使用反射光时，也可以如图32C所示在指尖处检测脉搏波形 MH。

1-8-7-1-2：采用压力传感器法

下面将对采用压力传感器检测脉搏波形MH的例子进行说明。图 33A为采用压力传感器的脉波诊断装置的外部构成透视图。如图所 示，脉波诊断装置1上设有一对带子144、144。在该对带其中之一上 的带状固定件145的固定侧突起设置压力传感器130a的弹性橡胶片 131。尽管在图中未详细示出，设置有带状固定件145的带144设计 成使提供压力传感器130产生的检测信号的FPC(挠性印刷电路)基 板由软塑料覆盖。

如图33B所示，在使用中，带有脉波检测器的手表146环绕被检 者的左腕147，设在带状固定件145上的弹性橡胶131位于桡动脉143 附近，从而能够稳定地检测脉波。另外，将该装置环绕至被检者手臂 上的操作与使用普通手表一样。当弹性橡胶131被压向被检者的桡动 脉143附近时，动脉血流的变化(即脉波)可经由弹性橡胶131传至 压力传感器130a，从而检测出血压。

1-8-7-2：使用结构

1-8-7-2-1：眼镜式

下面将说明光电式脉波检测器与眼镜组合使用的情况。另外，该 实施例采用的结构为显示装置作为告知被检者信息的告知装置也与 组合在一起。因此，在说明脉波检测器功能时也同时介绍显示装置的 功能。

图34为安装在眼镜上的与脉波检测器相连的装置透视图。如图所 示，装置的主体分为分别安装有眼镜镜架76的本体75a和本体76b。 这些主体部分通过埋入镜架76中的导线彼此电气相连。

本体75a内设有显示控制电路。在该本体75a的透镜77的镜片侧 的整个横向表面安装有液晶面板78。在该横向表面上的一边处以一定 的角度安装有镜79。本体75a上组装有含光源(图中未示出)的液晶面 板78的驱动电路和产生显示数据的电路。该光源发射的光经由液晶 面板78在镜79处反射，投射至眼镜的透镜77上。另外，装置的主 体部分组装在本体75b上，在主体部分上设有各种按键。这些按键 80、81的功能根据不同的装置有所不同。构成光电脉波传感器的LED32 和光电晶体管33(参见图3)设在垫片82、83中，垫片82、83固定于 被检者的耳垂上。垫片82、83通过本体75b引出的导线84、84彼此 电气连接。

1-8-7-2-2：项链式

下面将说明光电脉波传感器变型为项链的情况。例如，整个装置 可构成如图35所示的项链。

该图中，1601为传感器垫片，它例如由海绵等减震材料构成。脉 波检测传感器单元130安装在传感器垫片1601的中部，以便与皮肤 表面接触。此时，当将项链挂于颈部时，脉波检测传感器单元130可 与颈后的皮肤接触而测定脉波。装置的主体部分安装在类似胸针的中 空的盒1602中。必要时可在盒1602的背面设有用于通讯的LED或光 电二极管进行各种设定的按键开关等(图中未示出)。脉波检测器101 和盒1602分别固定在链1603上，将通过埋在链1603中的导线电气 连接。

1-8-7-2-3：卡片式

其它实施例可考虑为图36所示的卡片型。卡片形式的装置可设计 成装在被检者所穿T恤的左胸口袋中。脉波检测器由设于卡片表面的 压电麦克风130b构成，可面对被检者的皮肤表面，通过检测被检者 的脉搏来检测脉率。数字208代表以警报或语音告知被检者的告知 器。在采用麦克风式脉波检测器的情况下，当告知器208发出警报或 语音时所发声音将被检测。因此有必要采取措施，使设于装置内部的 CPU在发出警报声时不采用压电麦克风130b进行脉率检测。

1-8-7-2-4：计步器式

可考虑采用图37A所示的计步器作为其它实施例。该计步器的装 置主体1900固定在被检者的腰带上，如图37B所示。该例中的脉波 检测传感器单元130与图2所示手表式结构相似，固定在被检者左手 食指的根部至第二关节之间。连结装置主体1900与脉波检测传感器 单元130的缆线120最好缝入外衣等，以便在运动时不妨碍被检者。

1-8-8：第一小波变换器10A的变型例

第二实施例中的第一小波变换器10A可如图38构成。

在图38中，在将体动波形TH提供给振幅检测电路225时，可检 测振幅值PP。比较器226将该振幅值PP与基准值REF进行比较。当 振幅值PP高于基准值REF时，比较器225产生低电平控制信号；当 振幅值PP低于基准值REF时，比较器225产生高电平控制信号。这 种控制信号表明体动的有无。当控制信号为低电平时，体动存在；当 控制信号为高电平时，体动不存在。这里，基准值REF可通过实验预 先确定，从而判定体动是否存在。门电路227根据控制信号给脉搏波 形MH提供电门。具体地说，当控制信号为高电平时，可将脉搏波形 MH提供给阻尼振荡滤波器；当控制信号为低电平时，不将脉搏波形 MH提供给组尼振荡滤波器。此时，可在体动存在期间屏蔽脉搏波形 MH。

此时，阻尼振荡滤波器101的Q值设为高值，这样，即使脉搏波 形TH在一定期间内停止提供，仍可持续输出与停止前的输出波形相 连续的正弦波。因此，即使体动存在，也可以算出脉搏波形MH的周 期，并根据计算结果进行小波变换。

1-8-9：运用小波变换的结果获得各种生理信息

在上述实施例中，通过对脉搏波形MH进行小波变换来判定脉象。 但也可以利用小波变换的结果获得各种生理信息。

1-8-9-1：判定放松程度

例如可对脉搏波形或心电波形进行分析来检测放松程度。

在心电图中，一次心跳的R波与下一次心跳的R波之间的间隔称 为RR间隔。RR间隔为代表人体自律神经系统功能指标的数值。图39 示出了心跳和心电图中从该心跳波形中获得的RR间隔。从图中可看 出，对心电图中的测量结果进行分析可知，RR间隔是随时间的推移而 变化的。

另一方面，从桡动脉等处测得的血压变化是由心脏从收缩至舒张 每次跳动的血压变化决定的，与心电图中RR间隔的变化相应。图40 示出了心电图与血压之间的关系。从图中可以看出，一次心脏跳动时 收缩与舒张的血压测定为每个RR间隔的动脉压最大值和该最大值瞬 间前所显示的最小值。

通过对心脏跳动或血压变化进行波谱分析可以看出，多个频率的 波构成该变化。这些波可划分为下面表示的三种变动成分：

1.与呼吸一致变化的HF(高频)成分

2.以10秒左右的周期变化的LF(低频)成分

3.以低于测定界限的频率变化的倾向

为了获得这些成分，对测定的脉波可求得相邻脉波之间的RR间 隔，并采用适当方法(例如三次样条内插)补偿所求得的RR间隔的离 散值(参见图39)。对内插后的曲线进行FFT处理，随后进行频谱分 析。此时可取出作为频率轴上峰值的变化成分。图41A示出了所测脉 波的RR间隔变化波形以及将该变化波形分解为三个频率时的各变化 成分的波形。图41B表示图41A的RR间隔的变化波形的频谱分析结 果。

从图中可以看出，当被检者例如处于安静状态时，峰值出现在接 近0.07Hz和0.25Hz两频率处。前者的频率值为LF成分，而后者为 HF成分。在图中读不出倾向成分，因为它在测定界限以下。

LF成分表示交感神经的紧张程度，该成分的振幅越大，紧张程度 越增加(或呈兴奋状态)。另一方面，HF成分表示副交感神经的紧张程 度，该成分的振幅越大情绪起放松(或呈镇静状态)。

LF与HF成分的振幅值存在个体差异。因此在考虑该值时，LF成 分与HF成分的振幅比[LF/HF]在推测被检者紧张程度时极为有用。 LF/HF值大，则紧张程度高；LF/HF小，则紧张程度低，表明被检者 呈放松状态。

RR50定义为在预定时间的测量中，对应于连续二次心跳的RR间 隔的脉波间隔的绝对值变化为50毫秒或以上的个数。RR50值越大， 被检者越镇静；RR50值越小，被检者越兴奋。

因此，也可以通过对心电波形和脉搏波形进行小波变换来计算LF 和HF，从而根据该结果计算出放松程度。由于在每次心跳时心电波形 和脉搏波形均急剧上升，因此对心电波形和脉搏波形进行小波变换 时，在上升部分的高频成分较大。因此，也可从高频成分的变化来求 得RR间隔，据此计算出RR50而检测放松程度。

1-8-9-2：瞌睡抑制

近年来，司机在驾车过程中瞌睡所造成的交通事故频发。为防止 发生上述事故的目的已研制出各种装置。一种安装在方向盘上的装置 为其中一个例子。在该装置中，预先在方向盘的左右两侧固定有导 体，使司机的两手时常与导体接触，从而测量司机的电阻。如果司机 瞌睡，并且手从方向盘上离开时，导体间的阻值改变，此时表示司机 已瞌睡，可对司机发出警告声。这样可防止由于司机瞌睡而发生事 故。

其它装置可利用对司机心电图的测定来获得心跳的变化或呼吸的 变化等。

但是，在如上所述将导体固定在方向盘上的方法中，当司机仅用 一只手驾驶时或戴手套时，不可能精确监视瞌睡状态。另外，在利用 心跳或呼吸变化的方法中，所用的装置很大，司机携带不方便。

然而，可采用从脉搏波形的小波变换结果中分析人体清醒水平， 从而检测打瞌睡状态。

在运用小波变换的瞌睡抑制装置中，以存在于脉波中的信息与人 体的清醒水平之间的相互关系为基础，检测人体的打瞌睡状态。此 时，以所获得的脉波个数测定值作为判断人体清醒状态的指标，下面 的具体例子中采用的是LF、HF、[LF/HF]以及RR50。根据上述相互关 系，较深沉的瞌睡会使身体状态处于镇静状态，而随着瞌睡，例如RR50 的值会逐渐增大。因此，检测这些指标的变化而检测瞌睡状态。

2.第二章

2-1：概述

一般地，如果一个人(被检者)进行运动时能够实时获知该时刻的 运动强度，则可根据运动计划进行运动，或在各种竞赛中运用该信息 进行体力分配。

有各种方法可显示运动强度，它们可大致分为三类：采用数值显 示工作速率、运动节率等绝对的方法；采用脉率等相对的方法以及两 种方法组合等。

上述方法即使未算出运动强度，在进行运动时也会给出一些主观 评估(例如“困难”、“容易”)，这样，各种训练在被检者根据自己 的主观评估，判断在该时刻的运动强度的情况下一般性地进行。例如 在不困难、精神充裕的运动强度情况下持续运动时，可最大限度地提 高氧气摄取量(见Sindo，M.的强健体魄所需的运动量，Hoken-No- Kagaku，1990年第32卷第3号)。

这样，在各种训练中时经常进行预定强度的运动，而此时的运动 强度是如上所述由主观评估出来的。

但是，根据主观评估的运动强度确定未考虑身体强度，因此不是 合适的评估法。

上述方法所显示的运动强度除相对方法之外，仅定量表示该时刻 被检者的物理运动强度，并未综合性考虑被检者身体和精神承受力 等。而相对表示运动强度的方法即使考虑了被检者的生理承受力，但 未考虑被检者的心理承受力。

因此，即使以上述获得的运动强度作为运动指标而进行运动时， 由于未直接涉及被检者身体和精神承受能力，因而会导致运动强度对 其自身而言过强，或运动强度太小而达不到训练效果。

因此，第二章提供一种运动指标测定装置，该装置综合考虑运动 时被检者身体和精神承受力，测定为提高耐力所需的训练运动强度， 并作为运动指标告知被检者。

第二，第二章提供一种运动指标测定装置，该装置针对运动强度 为被检者提供经综合考虑被检者身体和精神上的承受力后的运动指 标。

第三，第二章提供一种运动指标测定装置，该装置经综合考虑被 检者身体和精神上的承受力后而提供易于达到提高耐力所需的训练 强度。

2-2：理论根据

在说明第二章的实施例之前，先介绍其理论根据。

首先，本发明人为了获得各种作为运动强度指标的数据，测试了 被检者阶段式变化的各种跑步速度。下面将结合附图44对试验结果 加以说明。

图44A示出了在运动场跑步时脉率与跑步速度之间，以及跑步速 度与跑步频率之间的关系。从图中可清楚看到，随着跑步速度的增 加，被检者的脉率和跑步频率随之增加。

图44B示出了在运动场上的跑步速度与被检者主观判断的运动强 度之间的关系。主观运动强度为被检者以该速度跑步时，以点数记录 他的主观感觉。如图45所示，主观运动强度设定得高使被检者将运 动强度记录为“困难”。如图45B所示，跑步速度提高时，表示主观 运动强度的点数增多，被检者感觉的困难程度越高。

图44C示出了在运动场上的跑步速度与通过耳垂采血法获得的血 液中乳酸浓度之间的关系。如图所示，被检者血液中乳酸浓度在点A 附近开始急剧上升。

如公知的那样，乳酸为疲劳代谢产物。当它的浓度升高时，受检 者不可能以恒定强度持续运动。相反地，如果仅仅是为了进行持续性 的运动，则只要将乳酸浓度保持在低浓度水平进行运动即可。但是， 当将运动强度保持在使乳酸浓度处于低水平状态的运动时，只要被检 者感觉运动强度为“容易”时，则不能达到期望的训练效果。

因此，为了提高全身耐力而进行持续性运动时，最好是使被检者 的运动强度在血液中的乳酸浓度保持低水平，而被检者觉得运动强度 为“有些困难”。这种类型的运动强度相应于图中点A。

实际上，用最大氧摄取量为相对强度来表示相当于血液中乳酸浓 度开始上升点A的运动强度时，可获知约为50％VO2max。也可以通过 获知该值并作为提高全身耐力所进行的训练的适当运动强度。

这样，相应于点A的运动强度是考虑到运动时被检者运动时的生 理与心理状态，从而构成进行提高全身耐力所需的训练时指标的运动 强度。

但是，在直接求得点A时，在运动中必须持续测定血液中乳酸浓 度，这一点在实际操作中很困难。

因此，本发明人着眼于在乳酸浓度上升点附近使被检者的脉率与 跑步频率同步。如公知技术所述，运动强度可采用运动中被检者的脉 率与跑步频率来表示。

因此，通过判定被检者脉率与跑步频率一致的点，求得该点的运 动强度，从而可以间接判定点A处的运动强度。将该运动强度告知被 检者，提供进行提高全身耐力所用训练时的适当指标。

进一步说，通过告知被检者他的运动强度从脉率和跑步频率一致 那一点开始偏离的程度，从而可提供综合考虑被检者生理与心理承受 力的运动指标。

并且，通过告知被检者消除脉率与跑步频率之间不一致性的方 向，可使被检者的运动强度容易达到提高全身耐力所需的运动强度。

2-3：第一实施例

下面说明第一实施例的运动指标测定装置。首先，该实施例中的 运动指标测定装置告知被检者在他的跑步频率与脉率基本一致的点 的运动强度，该运动强度可作为目标运动指标。第二，运动指标测定 装置告知被检者显示他的实际运动强度与上述运动指标表示的运动 强度之间的不同的指标。第三，运动指标测定装置告知被检者消除其 脉率与跑步频率不一致的方向的运动指标。

2-3-1：功能构成

首先，下面说明该实施例运动指标测定装置的功能构成。图42 为示出该功能结构的方框图。

在图中，脉波检测器2101为用于检测被检者脉搏波形的传感器。 脉波检测器2101检测到的脉搏波形信号由A/D转换器2102转换成数 字信号，并由FFT处理器103进行FFT(快速富立叶变换)。根据处 理结果求得脉率。最基本的是求得心率，即心脏单位时间的搏动数。 由于心率与脉率相等，所以可从心率中直接求得脉率。因此，也可以 设计成由脉波检测器2101直接检测心跳。

体动检测器2111为用于检测被检者运动时的体动的传感器。它例 如可由一加速度传感器构成。从该体动检测器2111中输出的体动信 号由A/D转换器2112转换成数字信号，并以与脉搏波形MH相同的方 式由FFT处理器113进行FFT处理。由该处理结果求得运动周期。换 言之，该实施例中所用的“运动”指的是以预定周期进行的具有节律 性的反复运动，从而可确定在给定单位时间内进行该运动的时间量。 例如，在跑步中，可确定单位时间的步数(跑步频率)；而在游泳中， 可确定单位时间的划动数。

第三记录器2121成组记录求得的脉率与跑步频率    与所用时 间、运动强度等。判定器2122根据第三记录器2121的详细记录判定 脉率与运动频率一致的点，并输出与目标值点相对应的运动频率。

图42中的判定器2122设计成根据第三记录器2121的详细记录 判定脉率与运动频率一致的点，并输出与目标值点相对应的运动频 率。但是本发明并不限于此，还可以设计成经常比较脉率与频率，检 测两者相一致的点。另外，判定器2122可设计成输出脉率与运动频 率一致的点的运动频率，也可以设计成输出脉率，或同时输出脉率与 运动频率。

第二记录器2131记录被检者的体重等，并记录上述反复运动的每 次移动量。例如，第二记录器2131记录跑步的步幅，或记录游泳时 每次划动的距离。

开关器2132选择由判定器2122指定为目标值的运动频率(输入 端a)或由FFT处理器2113确定的当前时间点瞬时运动频率(输入端 b)之一。这一选择由控制器2160来指示。

运动强度计算器2133根据运动频率、反复运动中每次的移动量以 及被检者的体重计算出运动强度。因此，如果开关器2132选择输入 端a，则确定目标运动强度；另一方面，如果选择输入端b，则获得 被检者实际运动的运动强度。这里，假设被检者进行的运动为跑步， 这样可将被检者的跑步频率与步幅相乘求得跑步速度。

运动强度也可以采用脉率的方法来表示。可设计成对运动强度计 算器2133输入由FFT处理器2103求得的脉率来代替跑步频率进行计 算。假设运动为跑步，则跑步频率与步幅相乘求得的跑步速度、或跑 步速度与脉率的乘积，或跑步频率与脉率的乘积、或步幅与脉率的乘 积均可作为运动强度，而运动强度计算器2133可设计成来计算这些 值。

当选择输入端a时，第一记录器2134记录由运动强度计算器2133 求得的运动强度，即目标运动强度，以及显示日期数据。

当完成下面描述的第四功能时，比较器2141判定FFT2103求得 的脉率与FFT处理器2113求得的运动频率之差，并确定该差别占脉 率或运动频率的程度。比较器2141根据该程度进行分级。

当完成下面描述的第五功能时，比较器2141比较FFT2103求得 的脉率与FFT处理器2113求得的运动频率，并确定消除这一差别的 运动指标。

当脉率与运动频率之差为零，即两值一致时，表明被检者正以目 标运动强度进行运动，这是被检者可持续的水平。因此，在第四功能 中由比较器2141求得的程度表示当前运动强度与目标运动强度的差 别程度。由第五功能求得的运动指标为接近目标运动强度的指标。

告知器2151主要根据第一记录器2134、第三记录器2121的记录 内容、运动强度计算器2133的计算结果以及比较器2141的比较结果 随后进行告知。换言之，告知器2151的第一功能为显示所求得的脉 率-运动频率组和所用时间；第二功能为告知和显示目标运动强度； 第三功能为显示被检者当前运动的运动强度；第四功能为告知和显示 当前运动强度与目标运动强度之间的差别；第五功能为告知被检者相 对于当前运动强度而达到目标运动强度的指标；第六功能为显示第二 功能所求得的运动强度如何随时间推移而增加。

控制器2160对各部分进行控制。

2-3-2：电气构成

下面将说明实现图42所示功能构成的电气构成。图43为电气构 成的方框图。

在该图中，CPU2201通过总线B对各个部分进行控制，进行各种 处理，根据ROM2202中储存的程序进行运算。CPU2201对应于FFT处 理器2103，2213、判定器2122、运动强度计算器2133、比较器2141 和控制器2160。

RAM2203储存自运动开始以来所求得的脉率-运动频率组和所经 过的时间。RAM2203还暂时储存CPU2201控制过程中所需的各种数 据，如被检者的体重或步幅等。RAM2203对应于第一记录器2134、第 二记录器2131和第三记录器2121。

传感器接口2204对脉波检测器2101和体动检测器2111的每个 摸拟信号以预定的时间周期进行采样，并将模拟信号转换成数字信号 而输出。传感器接口2204对应于图42中的A/D转换器2102，2112。

除具有一般的计时功能外，计时电路2205还具有在每一预定时间 间隔内对CPU2201发出中断信号的功能。

设置操作器2206，使被检者可输出各种数据，如体重和步幅等， 并可选择各种功能模式。操作器2206由后面将说明的各种按键开关 组成。

显示器2210例如由LCD(液晶显示面板)构成，在CPU2201的控 制下显示各种信息。警报器2208在CPU2201的控制下产生报警声， 告知被检者各种状态的变化。显示器2210和警报器2208对应于图42 中的告知器2151。

I/O接口2209具有如下所述的LED和光晶体管，并与外围设备进 行信息传递。

2-3-3：外部构成

该实施例的运动强度测定装置可有各种外部构成，但以在被检者 运动时不使其分心为最佳。因此，运动强度测定装置的外部构成与第 一章中说明的脉波诊断装置相同(参见图2)。此时，上述第一至第 六功能如图2所示的手表功能一样来实现。上述脉波检测器2101与 图2所示的脉波检测传感器单元130的构成一样。

按键开关116，117设置在装置主体110表面的显示器210的上 下侧。当校正步幅、体重、时刻或日期值时，按键开关117为向前改 变设定值，而按键开关116为向后改变设定值。

图46为从连接器70上卸下连接器片80后的外部构成图。如图所 示，连接缆线120、LED507和光晶体管508的连接端505，506设在 连接器70的内部，可与外围设备进行光通讯。换言之，LED507和光 晶体管508构成图2所示的I/O接口的一部分。

未在外部显示出来的部分，如CPU2201、体动检测器2111、传感 器接口2204、警报器2208等装在装置主体110的内部。

2-3-4：外围设备

下面将全面参考图47来说明与主装置进行信息交换的外围设 备。如图所示，外围设备由装置主体600、显示器601、键盘602、打 印机603等构成。除下面所述的各点外，它与一般个人计算机的构成 相同。

装置主体600设有由发送控制器和接收控制器组成的光通讯接口 (在图中未示出)，以便发送和接收光信号数据。发送控制器设有发 送光信号用的LED604，而接收控制器设有接收光信号用的光晶体管 605。运动强度测定装置中所用的LED604和光晶体管605的特性与运 动强度测定装置主体110中所采用的LED503和光晶体管504相同或 相似，在此最好用近红外线型(例如中心波长为940nm)。当采用近 红外线型器件时，装置主体600的前面设置遮挡可见光用的可见光屏 蔽用滤光器，形成光通讯用通讯窗606。

运动强度测定装置的主体110和外围设备设计用来通过光通讯进 行信息发送与接收。下面将结合工作过程详细说明这种发送与接收。

2-3-5：工作过程

下面将说明该实施例的运动指标测定装置的工作过程。

如上所述，装置主体110具有各种功能，因此将结合每个功能介 绍它的工作过程。为了方便起见，说明将针对于被检者的运动为跑 步，但本发明并不限于此。

2-3-5-1：第一功能

下面将介绍实现第一功能的操作(即显示求得的与所经过时间相 对应的脉率和跑步频率)。

当被检者操作按键开关111，将装置设定为实现第一功能时，图 43中的CPU2201(图42中的控制器2160)首先执行图48所示的基本 程序，然后定期执行图49所示的中断程序。

首先参照图48介绍该基本程序(1)的内容。在步骤Sa1中， CPU2201经传感器接口2204输入体动检测器2111检测到的体动信 号，对此进行FFT处理，并判定被检者是否开始跑步。如果CPU2201 判定运动未开始，则程序顺序再次回到步骤Sa1。即装置设计成程序 顺序在步骤Sa1处等待，直到被检者开始跑步。当被检者开始跑步时， CPU2201在步骤Sa2中将寄存器n的值清为零。在步骤Sa3中，CPU2201 允许执行中断程序(1)，结束基本程序(1)。中断程序(1)这里指的是 根据时钟电路2205发出的中断信号，定期(例如间隔为每一分钟) 执行的程序。

这样，在基本程序(1)中，设定实现第一功能的模式，并允许在被 检者实际开始跑步后，定期执行中断程序(1)。

下面将参照图49介绍中断程序(1)的内容。CPU2201在步骤Sa11 中将寄存器n增加1。由于寄存器n在步骤Sa2中被清零，因此它的 内容表示被检者开始跑步后执行中断程序(1)的次数。又由于中断程 序(1)是以恒定的时间间隔执行的，因此寄存器n可间接显示运动开 始后的经过时间。

在步骤Sa12中，CPU2201通过传感器接口2204读出脉波检测器 2101检测到的脉波信号，将其进行FFT处理，判定被检者的脉率，即 “心跳次数/分钟”。接着在步骤Sa13中，CPU2201通过传感器接口 204读出由体动检测器111检测出的体动信号，对其进行FFT处理， 判定被检者的跑步频率(次/分钟)。当被检者运动时，检测出与运动 规律相应的波谱。这样可找出波谱的频率特性，从而可判定运动频率 (这里为跑步频率)。

在步骤Sa14中，CPU2201将获得的脉率和跑步频率配对，并与当 前时刻点寄存器n的值一起储存在RAM2203中。这样，每次执行中断 程序(1)时，检测到的脉率和跑步频率不断累积并储存到RAM2203中。

接下来在步骤Sa15中，CPU2201从RAM2203中读出所有记录的脉 率和跑步频率。在步骤Sa16中，CPU2201指示显示器2210进行二维 显示，将读出的脉率和跑步频率作为y轴，而将它们在寄存器n中对 应的值画在x轴上。这种显示的例子如图56所示。如上所述，由于 寄存器n的值表示的是被检者开始跑步后经过的时间，因此显示器 2210的显示类型方式示出了脉率和跑步频率在运动开始后的变化情 况。因此，被检者可了解它的脉搏与跑步频率的变化情况。但是，当 运动指标测定装置的构型为如图2所示的手表时，必然会限制显示器 的显示功能。因此此时可按后面将介绍的那样，将读出信息发送至外 围设备进行分析。当执行步骤Sa15的显示处理时，CPU2201结束中 断程序(1)，以便准备下次程序的执行。

通过该种形式执行基本程序(1)和中断程序(1)，由图42所示的功 能结构完成的第一功能，即显示储存在第三记录器121中的、与运动 开始后经过的时间相对应的脉率和跑步频率的功能可由图32所示的 内部构造等效完成。

2-3-5-2：第二功能

下面将实现第二功能(即显示目标运动强度的功能)的操作过程进 行说明。

当被检者操作按键开关111，将装置设定在完成第二功能时，图 43中的CPU2201首先执行图50所示的基本程序(2)，然后定期执行 图51所示的中断程序(2)。

首先参照图50说明基本程序(2)的内容。基本程序(2)将目标运动 强度的显示设定为前提信息，并允许进行中断处理。具体地说，基本 程序(2)由下述步骤Sb1～Sb9组成。

在步骤Sb1中，CPU2201执行初始化程序，如保证在RAM2203具 有所需区域和对该区域清零。

其次在步骤Sb2中，CPU2201判定反复运动一次的移动量或被检 者的体重信息等是否设在RAM2203中。由于该实施例中的运动为跑 步，因此CPU2201判定是否设定被检者的步幅和体重信息。在该实施 例中，在首次实行第二功能时，RAM2203中并未设定任何信息，因此 在步骤Sb2中进行判定。

当上述信息已设定，CPU2201从RAM2203中读出设定值并在步骤 Sb3中将它们显示在显示器210上。在步骤Sb4中，CPU2201给出提 示，寻问被检者是否改变这些值。

当被检者表示不必改变这些值时，CPU2201在步骤Sb5中将上述 信息作为既定值再次设定至RAM2203中。

相反，当上述信息没有设定至RAM2203中，或当被检者表示应改 变这些值时，则CPU2201在步骤Sb6中判定已输入信息。如果信息没 有输入，则程序顺序返回至步骤Sb6。换言之，程序等待在步骤Sb6 处，直到被检者的步幅和体重已输入。一旦这些信息已输入并改变， 则在步骤Sb7中，CPU2201将这些值设定至RAM2203中。

当表明欲改变如步幅等信息时，被检者操作按键开关111，将装 置主体110的操作模式设定为输入/改变模式。当表明如上所述不改 变信息时，该状态可考虑为被检者在一定时间段内不操作按键开关 111。改变和输入步幅等信息的方法可以是：被检者将装置设定为输 入/改变模式，用按键开关514将步幅或体重设定成被检者的输入或 改变值，然后按动按键开关111或116来提高或降低目标值一个单 位。

当被检者的步幅或体重等信息已设定至RAM2203中，则在步骤Sb8 中，CPU2201与在基本程序(1)中的步骤Sa1中一样判定被检者是否 开始运动。当CPU2201判定被检者没有开始运动，则程序顺序返回至 步骤Sb8，即程序等待在步骤Sb8中，直到被检者开始运动。当被检 者开始运动时，CPU2201允许执行中断处理(2)，并在步骤Sb9中结 束基本程序(2)。中断程序(2)根据时钟电路205的中断信号定期被执 行，例如每2分钟一次。

这样，当执行基本程序(2)时，设定计算运动强度所需的信息，装 置设定成实现第二功能的模式，并且一旦被检者确实开始运动后允许 定期执行中断程序(2)。

下面将参照图51介绍中断程序(2)的内容。

CPU2201在步骤Sb11中求被检者的脉率(搏动次数/分钟)，并求 得被检者的跑步频率(次数/分钟)。这一点与中断程序(1)中的步骤 Sa12，13一样。在步骤Sb13中，CPU2201将记录在RAM2203中的被 检者的步幅与前一步骤检测出的跑步频率相乘，从而计算出被检者的 跑步速度。

在步骤Sb14中，CPU2201在RAM2203中储存与跑步速度对应的检 测到的脉率和跑步频率。

第二功能为将在脉率与跑步频率一致的点处的值作为目标值显 示。此时，如果不能在跑步速度不同的两点或更多点求得脉率与跑步 频率，则无法判定出它们一致的点。

鉴于此，CPU2201在步骤Sb15中至少存在两组或更多组脉率-跑 步频率组，然后在这些跑步速度为不相等的值的前提下执行程序中的 后续步骤Sb16～Sb22。

换言之，如果在步骤Sb15中的判定结果为“是”，则在步骤Sb16 中，CPU2201首先读出储存在RAM2203中的所有脉率和跑步频率值。 其次，CPU2201求得对应于跑步速度的脉率回归线，并同样求得对应 于跑步速度的跑步频率回归线。第三，CPU2201判定脉率的回归线与 跑步速度回归线的交点，求得脉率与跑步频率同步的点。

考虑测定误差时，上述同步点不一定必须是交点。在检测脉率与 跑步频率一致的点时，只要两者的差在±10％范围内，即可认为脉率 与跑步频率相等。

接下来，CPU2201求出对应于所得交点的跑步频率(步骤Sb17)， 并控制警报器2208，产生与该跑步频率相应的报警声作为运动指标 (步骤Sb18)。例如，可考虑发出与跑步频率一致的“哔，哔”声。告 知方式不限于这一种方式，而是可设计成采用声音合成或利用各种警 报声的强弱等方法来告知被检者。

CPU2201确定与所得相交点相应的跑步速度(步骤Sb19)，并计算 出对应于该跑步速度的运动强度(步骤Sb20)。该运算可以是将记录在 RAM2203中的被检者体重与跑步速度相乘求得，或是由跑步速度与运 动强度之间的关系求得。

CPU2201将所求得的运动强度与进行运动(跑步)的日期对应，并 储存在RAM2203中(步骤Sb21)，将求得的运动强度作为目标运动指 标显示在显示器2210上(步骤Sb22)。

以该方式求得的运动强度为脉率与跑步频率同步时的值，也应是 进行运动以提高全身耐力的指标。正如在步骤Sb20那样，当求得作 为被检者进行运动的生理强度的运动强度时，可求得跑步期间的绝对 强度，因此可方便地进行各种比较。但是对于被检者来说，在运动期 间用警报2208表示跑步频率(或脉率)可直接方便地判断出目标运动 强度。换言之，对被检者来说，随着感觉所显示的指标进行运动时可 达到目标运动，因此这种方式较为有效。

因此，中断程序(2)如上所述设计用来告知和显示生理运动强度和 作为运动指示的跑步频率。

另外脉率也可用作运动指标，或者脉率、跑步频率或运动强度中 的任一种也可选择用于显示以告知被检者。

在同时将脉率和跑步频率作为运动指示告知被检者时，被检者可 以采用两种有效的方法来增加或减少在运动中的强度。第一种方法 是，将以运动指标告知的脉率作为优先目标，自我控制跑步速度；第 二种方法是，被检者通过自我控制作为运动指标的优先目标告知的跑 步速度，从而控制脉率。

假设运动为跑步，则跑步频率与步幅相乘的结果----跑步速度、 跑步速度与脉率相乘的结果、步幅与脉率相乘的结果均可作为运动强 度，并可将这些值作为运动指标告知和显示。由于如上所述的运动指 标可作为进行有效跑步的指标，因此被检者在跑步时可将其作为目标 值。

在全部完成了步骤Sb22的处理后，或当步骤Sb15中的判定结果 为“不是”时，CPU2201结束当前的中断程序(2)，以便准备执行下一 次程序。

另外，中断程序(2)是每隔一定时间执行的，此时会增加记录在 RAM2203中的脉率和跑步频率。因此，当将跑步速度分为至少两个阶 段时，在步骤Sb15中的判定结果为“是”是显示和告知运动指标。

通过执行这种类型的基本程序(2)和中断程序(2)，借助于将图42 的功能构成中的开关2132选择输入端a来执行第二功能，用图43所 示的内部结构同样执行显示图标运动强度的功能。

2-3-5-3：第三功能

下面将介绍实现第三功能(即显示被检者进行的运动的强度的功 能)的工作过程。

当被检者操作按键开关111来将装置设定为完成第三功能的模式 时，图43中的CPU2201首先执行基本程序(3)，然后定期执行图52 所示的中断程序(3)。基本程序(3)的内容与图50所示的基本程序 (1)相同。

即基本程序(3)设定运算运动强度所需的信息，并将装置设定成实 现第三功能的模式，同时一旦被检者开始运动，则允许定期执行中断 程序(3)。

因此，下面将省去对基本程序(3)的说明，并参照图52介绍中断 程序(3)的内容。

CPU2201在步骤Sc11中求得被检者的脉率(搏动次数/分钟)，并 在步骤Sc12中求得被检者的跑步频率(次数/分钟)。这一点与中断程 序(1)中的步骤Sa12，13相同。

接下来，CPU2201将记录在RAM2203中的被检者的步幅与前一步 骤检测出的跑步频率相乘，从而计算出被检者的跑步速度。在步骤 Sc14中，求得对应于该跑步速度的运动强度。这种运算与上述步骤 Sb20相同。

在步骤Sb21中，CPU2201在显示器210上显示求得的运动强度。 以如上方式显示的运动强度是被检者实际进行跑步运动时执行中断 程序(3)求得的。换言之，运动强度表示的是被检者实际进行的跑 步的强度。中断程序(3)的执行间期是对运动强度的采样间期。

通过执行基本程序(3)和中断程序(3)，开关器2132选择端子 b时的那种功能结构实现的第三功能，即显示目标运动强度的功能由 图43所示的内部结构来等同实现。

2-3-5-4：第四功能

下面介绍实现第四功能(即显示被检者进行的运动强度与目标运 动强度之间差别大小)的工作过程。

当被检者操作按键开关111来将装置设定为完成第四功能的模式 时，图53中的CPU2201首先执行基本程序(5)，然后定期执行图54 所示的中断程序(4)。基本程序(4)的内容与图48所示的基本程序 (1)除步骤Sa2以外均相同。

即在执行第四功能时，基本程序(4)将装置设定成完成该功能的模 式，同时一旦被检者开始运动，则允许定期执行中断程序(4)。

下面将参照图54介绍中断程序(4)的内容。

首先，CPU2201在步骤Sd11中求得被检者的脉率(搏动次数/分 钟)，并在步骤Sd12中求得被检者的跑步频率(次数/分钟)。这一点 与中断程序(1)中的步骤Sa12，13相同。在步骤Sd13中，CPU2201 用下述公式求得脉率和跑步频率的级别G：

级别G＝(脉率-跑步频率)/跑步频率

在步骤Sd14中，CPU2201将对应于级别G的值显示在显示器2210 上，并结束当前的中断程序(4)，以便准备下一次程序的执行。

这里求得的程度G表示脉率与跑步频率之差占跑步频率的百分 比。该值越接近于零，表示该时刻的运动强度越接近于提高耐力的训 练的适当强度。程度G为负值表示该时刻的运动强度低于进行这种训 练的运动强度，而程度G为正值表示该时刻的运动强度高于进行这种 训练的运动强度。

因此，最好是显示器2210的内容能使被检者直接了解到程度G 值的符号和值的大小，例如如图57所示。此时，被检者可了解该时 刻的运动强度(跑步速度)与提高全身耐力所进行的训练的运动强度 相比是否合适。具体地说，如果该时刻的运动强度不合适，则被检者 也能够定量获知他需增加或减少多少运动强度来实现上述训练。

此外，图57为一种显示方式的例子，其中上升的箭头提示被检者 增加运动强度，而下降的箭头提示被检者降低运动强度，箭头的数量 表示增加或降低的程度。告知方式并不限于显示，而是可以采用各种 表示强度的设计，包括声音的合成器、警报等。

通过执行上述类型的基本程序(4)和中断程序(4)，由图42 中所示的功能结构实现的第四功能，即告知并显示当前时刻的运动强 度与目标运动强度的的差别的功能由图43所示的内部结构来等同实 现。

2-3-5-5：第五功能

下面介绍实现第五功能(即提供使当前运动强度接近于目标运动 强度的指标的功能)的工作过程。

被检者操作按键开关111来将装置设定为完成第五功能的模式。 此时，图43中的CPU2201首先执行基本程序(5)，然后定期执行图55 所示的中断程序(5)。基本程序(5)的内容与图53所示的基本程序 (4)相同。

当在将装置设定成完成第五功能，并且被检者确实已开始跑步 时，基本程序(5)允许时常执行中断程序(5)。

下面将参照图55介绍中断程序(5)的内容。

首先，CPU2201在步骤Se11中求得被检者的脉率(搏动次数/分 钟)，并在步骤Sd12中求得被检者的跑步频率(次数/分钟)。这一点 与中断程序(1)中的步骤Sa12，13相同。在步骤Se13中，CPU2201 比较求得的脉率和跑步频率。当脉率小于跑步频率时，则在步骤Se14 中，CPU2201在显示器210上显示上升的频率。如果脉率与频率近似 相同，则在步骤Se15中，CPU2201在显示器210上的显示指导被检 者维持当前的跑步状态。如果脉率大于频率，则在步骤Se16中， CPU2201在显示器210上的显示指导被检者减少他的步幅。然后， CPU2201结束当前的中断程序(5)，以便准备下一次的程序执行。

参照图44A可以明白，脉率低于跑步频率意味着跑步速度对进行 训练以增加耐力来说太慢了。此时有必要提请被检者注意，促使他提 高跑步速度。在这种情况下有两种显示提示的方式，即增加跑步频率 的显示和增加步幅的显示。

反之，参照图44A同样可以明白，脉率高于跑步频率意味着跑步 速度对进行训练以增加耐力来说太快了。此时有必要提请被检者注 意，促使他降低跑步速度。在这种情况下有两种显示提示的方式，即 降低跑步频率的显示和降低步幅的显示。

跑步的特点之一总的来说为，如果步幅增大，则跑步速度提高。 但是会开始出现身体疲劳，并且脉率有下降的趋势。另外，当跑步频 率增加时，脉率随之趋于增加。

此外，从图中可以看出，在跑步速度较高的时候，跑步频率的变 化与跑步速度的增加相比不太多。这意味着在跑步速度较低的时候， 主要靠增加跑步频率来提高跑步速度。反之，在跑步速度较高的时 候，主要靠增大步幅来提高跑步速度。再者，跑步速度较低时脉率的 变化与跑步频率增加时相比，变化剧烈。

如上所述，当脉率低于跑步频率时，该实施例设计成在不引起身 体疲劳的前提下，通过提示增加跑步频率来提高被检者的跑步速度。 反之，当脉率高于跑步频率时，该实施例设计成通过提示减小步幅来 降低被检者的跑步速度，同时降低脉率。

脉率与跑步频率大致相等表明，当前跑步速度下的运动强度接近 于进行持续性运动的训练强度，因此给予被检者的提示为维持当前跑 步状态。在考虑测量误差的前提下不要求脉率与跑步频率绝对相等， 两值的差在±10％的范围内即可考虑相等。

当脉率和跑步频率的差很大时，可不依据该实施例状态的判断， 提示被检者改变两值。

通过执行上述类型的基本程序(5)和中断程序(5)，由图42 中所示的功能结构实现的第五功能，即给出一个提示，使当前的运动 强度接近于目标运动强度功能，这由图43所示的内部结构来等同实 现。因此对被检者来说，随着完成第五功能的指示内容，在进行跑步 时很容易达到目标运动强度，即进行持续运动时的最适当的强度。

2-3-5-6：第六功能

下面将介绍实现第六功能(即显示如何通过第二功能所求得的运 动强度经日积月累而提高的功能)的工作过程。

当被检者操作按键开关111来将装置设定为完成第六功能的模式 时，图43中的CPU2201在步骤Sb21中首先读出所有记录的运动强 度，然后以二维显示的方式将读出的运动强度画在y轴上，相应地在 x轴上画出日期。

这里显示的运动强度为在跑步时脉率与跑步频率一致时的值，并 且该值作为运动指标。当不断地训练时，该值随时间的增长在变化。 因此，通过对相应于日期显示运动强度，被检者可了解整个时间过程 的训练效果。

上面对结构的说明采取的是分别对第一至第六功能的描述。但也 可以设计成当被检者开始跑步时，可执行全部第一至第六功能，或有 选择地实行。特别是，由于第四和第五功能的程序内容很相似，因此 最好同时实行两功能。

2-3-5-7：通讯功能

下面将介绍该实施例中的运动指标测定装置在与图47所示的外 围设备进行通讯，以便发送和接收各种信息时的工作过程。

为了与外围设备通讯，被检者从装置主体110的连接器70上卸去 连接件80，暴露LED507和光晶体管508，并将它们面对外围设备的 通讯窗606。

下面将分别说明将信息发送给外围设备的发送功能和从外围设备 接收信息的接收功能。

2-3-5-7-1：发送功能

当被检者操作按键开关111，将装置设定在实现发送功能的模式 时，CPU2201通过I/O接口2209和外围设备的光通讯接口将当完成 第一功能时的步骤Sa14中储存的信息，即脉率和跑步频率以及从被 检者开始跑步起的所用时间发送至设备主体600。可采用IrDA(红外 数据交换)等方法作为上述光通讯协议。

将信息从装置主体110发送后，不仅是被检者，位于外围设备处 的第三者如指导人或医生也可客观了解被检者开始跑步后的被检者 脉率和跑步频率的变化。而且该信息可储存在外围设备中并加以分 析。

注意发送的信息是非限定性的，例如可以包括步骤Sb21记录的信 息。此时，上述第五功能由外围设备实现。

2-3-5-7-2：接收功能

可以在跑步过程中在外围设备设定跑步的目标值，例如跑步频率 以及所经过的时间。该实施例的运动指标测定装置接收外围设备设定 的目标值，并在被检者实际开始跑步后将其作为目标值。

具体地说，将LED507和光晶体管508指向外围设备的通讯窗 606，被检者操作按键开关111，将装置设定为实现接收功能的模式。 图43中的CPU2201通过I/O接口2209和外围设备的光通讯接口给外 围设备发出一信号要求接收数据。当外围设备的主体600接收到这一 信号，它通过外围设备的光通讯接口和I/O接口2209发送信息---- 设定的目标值。

当装置主体110接收到作为目标值的信息后，CPU2201将接收到 的信息暂时储存到RAM2203中。当被检者开始跑步后，CPU2201读出 对应于从跑步开始起所经过时间的目标值，并将其告知被检者。此时 当目标值为跑步频率时，也可以如第四功能那样采用等级方式告知被 检者跑步过程中的实际跑步频率与告知的目标值之间的差别。

这样，被检者在长时间的运动过程中仍可以按设定的跑步频率来 跑步，因此可以运用于训练中，或用于在竞赛中调整体能。

本发明的运动指标测定装置可实现第一至第六功能以及通讯功 能。特别是，借助第二功能可在运动中综合考虑被检者生理与心理承 受力，为提高耐力的训练确定作为运动指标的运动强度。借助第四功 能可定量获知当前运动强度与提高耐力所需的运动强度之间的差 别。借助第五功能可提供一个指标，促使当前运动强度接近于目标运 动强度。

当装置设计成在完成第二功能时将求得的运动指标作为生理指标 与物理指标的乘积，例如跑步速度与脉率的乘积、跑步频率与脉率的 乘积或步幅与脉率的乘积告知被检者时，也可以综合性评估物理指标 和生理指标。具体而言，即使采用相同课程和相同的目标时，生理指 标也由于身体条件不同而不同，因此需与物理指标进行综合评估。换 言之，物理指标和生理指标可作为一个新的指标加以评估。

2-3-6：其它实施例

上述实施例为运动指标测定装置采用手表的构型。但是本发明并 不限于此，也可以如第一章所介绍的那样设计成眼镜式(见图34)、项 链式(见图35)、卡片式(见图36)或计步器式(见图37)。

2-3-7：显示和告知功能

上述实施例设计成将执行第一至第五功能的结果显示在显示器 2210上。但本发明不限于此，即本发明不限于采用基于视觉的显示装 置，而是可采用各种告知手段。本发明的告知装置可基于五种感觉。 例如，可采用振动等方式利用触觉告知目标跑步频率和脉率。类似 地，可采用声音合成等方式利用听觉将所得结果告知。

2-4：第二实施例

下面将介绍本发明的第二实施例。

虽然多少存在个体差异，但一般在跑步中提高跑步频率时步幅会 变小。

在第一实施例中，尽管跑步频率有增减，但步幅始终为常数，因 为所用的在RAM2203中设定的值未经校正，即前述跑步运动的特性未 被考虑。因此第一实施例的缺点是，关于步幅的计算结果可能不准 确。

因此在第二实施例中，预先确定并储存一个表示跑步频率与步幅 校正系数关系的表。当在跑步过程中采用步幅进行计算时，从该表中 读出当前跑步频率所对应的步幅校正系数。然后将设定的步幅与它的 校正系数相乘，从而克服了第一实施例的缺点。

图58示出了第二实施例的运动指标测定装置，其中在图42所示 的结构中增加了表2135和校正器2136。表2135预先储存步幅和校 正系数，并输出对应于FFT处理器2113求得的跑步频率的步幅校正 系数。校正器2136将由FFT处理器2113输出的步幅校正系数与储存 在第二记录器131中的步幅相乘，从而通过将步幅与跑步频率匹配而 校正步幅。

表2135对应于图43中的RAM2203，而校正器2136对应于 CPU2201。因此对图43所示的装置来说基本上没有增加组成元件。

在研究步幅校正系数的特性和储存在表2135中的跑步频率时，可 以发现当跑步频率增加时，步幅校正系数逐渐变得小于1。这一点在 图59中用实线表示。另外在该图中，基准跑步频率为在跑步过程中 输入步幅(基准步幅)时的频率。

跑步频率与步幅校正系数之间的关系因不同的被检者而存在很大 的差异。因此，图59中实线所示的特性必须经编辑才能与被检者本 身的特点匹配，如图59中的虚线所示。

编辑功能如下实现。

首先，被检者例如以10％阶段式地增加基准跑步频率时测出步 幅，并求得与基准步幅比较的比率。第二，被检者例如用按键开关 111～114将该比率以及相对基准频率的比率输入装置主体110。

当这样做时，CPU2201执行下列操作，即CPU2201描绘输入的频 率比率与步幅比率，并在这些描绘点中内插值，从而获得例如图59 中虚线所示的特性。然后将结果转化为图表形式保存在RAM2203中的 特定区域内。

当被检者在跑步并采用RAM2203中记录的步幅进行计算时， CPU2201首先将检测到的步幅与基准步幅进行比较，求得比率。第二， CPU2201求出与表中读出的比率相对应的步幅校正系数。第三， CPU2201将该系数与从RAM2203中读出的基准步幅相乘来校正相应于 跑步频率的步幅。最后第四，CPU2201将校正步幅用于运动强度计算 中。

其结果是，图58所示的功能结构可由图43所示的内部结构等效 实现。

在第二实施例中，即使在跑步过程中变化跑步频率也可以校正步 幅。并且由于这种校正是符合被检者的特性的，因此采用步幅进行计 算时可更精确。

当被检者跑步时，校正的步幅与当前脉率和跑步频率相互联系， 并与跑步开始后经过的时间一起被储存。即第一实施例中的第一功能 为显示从被检者开始跑步后的第二实施例中校正的步幅以及脉率和 跑步频率。对传送功能来说，校正后的步幅也可以发送至外围设备 中。也可以在外围设备中将与经过时间相联系的步幅设定为跑步的目 标值。

在校正步幅时，除采用图表作为校正方法外，还可以考虑采用按 下按键开关111，116，手工输入增减步幅等。

图表2135中不仅可以储存步幅，还可以储存与跑步频率对应的校 正系数。

2-4-1：第二实施例的变型

第二实施例为在跑步过程中根据跑步频率校正步幅。但也可以考 虑到步幅在跑步过程中不仅随跑步频率变化，也随对应的脉率变化。

也可以设计一个与图表2135相似的表，该表中预先储存着脉率与 步幅校正系数之间的对应关系。

当在校正步幅时同时考虑跑步频率和脉率时，也可以在记录步幅 校正系数时将跑步频率和脉率均作为参数，从而产生二维图表。此时 如图58中虚线(1)所示，将FFT处理器2103求得的脉率作为参数提 供给二维图表2135。

2-5：第二章的变型

在第一和第二实施例中，被检者进行的运动为跑步，但本发明并 不限于此。例如运动可以是游泳。此时如果将每次划动的移动距离对 应于跑步的步幅输入，并检测出对应于跑步频率的每单位时间划动次 数，则可求得相同的结果。如果运动为登平台等，则输入每步上升的 高度并检测每单位时间所登平台的个数即可得到相同的效果。换言 之，本发明提供一种新型的指示器，该指示器对所有有一定节律的运 动，包括日常活动中的一般运动给出与脉率和运动频率同步的运动指 标。

2-6：实施例的效果

如上所述，第二章的运动指标测定装置能够综合考虑运动中被检 者的身体和精神承受力求得运动强度，并将其作为提高耐力所进行的 训练的运动指标。

并且，第二章的运动指标测定装置能够使被检者了解各个经过时 间的训练结果。

被检者还可了解实际进行的运动强度。

被检者可将他当前的运动强度与进行持续性运动时的训练强度进 行比较，判断当前强度是否合适。如果当前强度不合适，则被检者可 定量了解如何去增加或减少当前运动强度，从而与进行持续性运动的 训练强度一致。

此外，该装置使被检者容易达到进行持续性运动的训练强度。

由于步幅已相应于跑步过程中的跑步频率或脉率进行了校正，因 此计算结果更准确。

借助与外围设备进行发送和接收信息，可在外围设备处对测定结 果进行分析，并可更精确地设定目标值。

3.第三章

3-1：概述

第三章中测定血液中乳酸浓度的方法为公知的客观测定跑步或重 量训练的运动强度的方法。这种测定方法依据的是乳酸为一种疲劳物 质，当乳酸浓度高时可判定运动强度大。

对训练者来说，在运动中了解到他们的运动强度是很有用的，这 样可使他们进行健康管理或采取更科学的训练方式。但是，为了测定 乳酸浓度，必须抽血来检验浓度，因此不可能在不间断运动时进行测 定。

在对表示运动强度的指标进行研究之后本发明人发现，运动强度 与呼吸波形之间存在一定的关系。此时的主要问题变为如何去测定呼 吸波形。

在安静状态下检测被检者的呼吸波形的方法包括在胸部或腹部缠 绕一根带子测量吸气和呼气状态，还包括用一热电隅插入鼻孔中以计 量电阻值的变化等方法。但是被检者在训练中，或在试图进行日常健 康监视过程中携带这样的装置很不方便。

对安静期间的被检者心电图中的R-R间隔变化频率成分进行分 析，可发现存在有对应于呼吸的成分。由于脉波与心电图同步，因此 与呼吸波形对应的成分包括在脉波周期(或脉波振幅)的变化频率成 分中。

从心电图或脉波中抽取出上述成分来测量呼吸波形的装置是公知 的。例如日本专利申请62-22627公开了一种测量连续脉波间隔，测 量该脉波间隔的变化周期，通过取变化周期的倒数来求得呼吸频率的 技术。日本实用新型4-51912公开了一种根据脉搏波形的的峰值包络 线的变化或心电图中R-R间隔的变化周期来检测第一呼吸频率，检测 被检者腹部表面的往复运动来检测第二呼吸频率，然后记录被显示两 呼吸频率中较低的一个的技术。日本实用新型4-136207公开了一种 根据脉搏波形振幅的变化周期推算出呼吸频率，计算脉搏波形的平均 值(低频率成分中的起伏)，并采用平均值中趋势最小的数据来减少噪 声或起伏的技术。另外，日本专利申请6-142082公开了一种将被检 者的逐一求得的脉率和收缩压相乘并根据乘积值的脉搏周期计算出 呼吸频率的技术。日本实用新型6-22325公开了一种根据连结脉波峰 值的曲线变化周期来确定身体呼吸频率的技术。

但是，如果被检者在运动中，则心电波形上会重叠肌电波形，使 得体动成分重叠在脉波上。这些成分对相应于呼吸波形的成分来说值 很高，会引起呼吸波形的计算错误。

因此，第三章提供一种运动强度检测装置，该装置从脉搏波形中 抽取出呼吸成分，并根据该抽取结果很容易地检测运动强度。

3-2：理论根据

当运动强度增加时，骨骼肌的耗氧量增加，此时呼吸频率也加快。 图60示出了运动强度与呼吸波形之间的关系。从图中可看出，纵轴 的正方向表示吸气，负方向表示呼气。图60A所示为安静状态时的呼 吸波形(运动强度X1)，图60B示出了在运动强度X2下的呼吸波形， 图60C示出了在运动强度X3下的呼吸波形，图60D示出了在运动强 度X4下的呼吸波形。运动强度X1～X4之间的关系如下：

X1＜X2＜X3＜X4

从图中可以看出，当被检者在安静状态时吸气周期比呼气周期 长。但当运动强度增加时，吸气和呼气周期之间的差别变小，并且呼 吸波形逐渐接近于正弦波。当运动强度进一步增加时，呼吸波形变得 大幅度地混乱。

呼吸波形以该种形式接近于正弦波意味着高次谐波成分相对于基 波成分在降低。特别是当运动强度未超过某一界限值时，呼吸波形将 从锯齿波变为正弦波。这样，运动强度的增加会减少三次谐波成分。

因此，通过对呼吸波形进行频率分析可求得运动强度指标。

本发明人着眼于该点，通过从脉搏波形中抽取出呼吸成分并对其 进行频率分析来检测运动强度。

3-3：功能构成

下面将介绍本发明运动强度检测装置的功能。图61为本发明运动 强度检测装置的功能方框图。在图中，f31为在身体的检测部位检测 脉搏波形的脉波检测装置。脉波检测装置f31例如相当于光学脉波传 感器或压力传感器。F32为检测表示体动的体动波形的体动检测装 置。例如可采用加速度传感器来作为体动检测装置f32。

f33为根据体动波形产生脉搏波形中体动成分，并从脉搏波形中 去除体动成分，从而得到体动成分被去除的脉搏波形的体动成分去除 装置。具体来说，对体动波形进行适当的波形处理，并从脉搏波形中 减去波形处理结果，或分别分析脉搏波形的频谱和体动波形的频谱， 并从脉搏波形的频谱中去除与体动波形的频谱相同的频率，从而产生 体动成分被去除的波形。

f34为根据体动成分被去除的脉搏波形抽取出呼吸成分的呼吸成 分抽取装置。呼吸成分抽取装置f34可具有对体动成分被去除的脉搏 波形进行小波变换，并产生体动成分被去除的脉波分析数据的小波变 换器；以及从体动成分被去除的脉波分析数据中去除与脉波成分相当 的频率成分而产生呼吸分析波形，对该呼吸分析数据进行逆小波变 换，产生作为上述呼吸成分的呼吸波形的呼吸波形产生器。f35为根 据呼吸成分抽取装置抽取出的呼吸成分计算运动强度的运动强度产 生装置。此时，可通过对抽取出的呼吸成分进行频率分析而求得频率 成分比计算出运动强度。

3-4：第一实施例

3-4-1：第一实施例的构成

下面将结合附图对第三章第一实施例的运动强度检测装置3进行 说明。

3-4-1-1：第一实施例的外观结构

运动强度检测装置3的外部结构与第一章中介绍的脉波诊断装置 相同(参见图2)。即，运动强度检测装置3大致具有呈手表构型的装 置主体110、与装置主体110相连的缆线120和位于缆线120一端的 脉波检测传感器单元130。

具有脉波检测装置f31的功能的脉波检测传感器单元130的电路 构成与第一章中介绍的脉波诊断装置相同(参见图3)。

3-4-1-2：第一实施例的电气构成

图62示出了第一实施例的电气构成。在该图中，310为相当于上 述说明的脉波检测传感器单元130的脉波检测器。脉波检测器310检 测表示脉动大小的脉搏波形MH。311为体动检测器，例如由加速度传 感器构成。体动检测器311在表壳200内，检测表示在跑步过程中手 臂的摆动等体动的体动波形TH。

312为对体动波形TH进行一定的波形处理的波形处理器。313为 体动成分去除器。在体动成分去除器313中进行的波形处理精确去除 体动成分。如果将脉搏波形MH中的体动成分用MHt表示，真实脉波 成分(即体动成分被去除的脉搏波形)用MH’表示，则MH＝MHt+MH’。 体动成分例如可作为手臂摆动加速度被检测。但是由于血流是受血管 和组织影响的，因此体动成分MHt使体动波形TH钝化。因此，波形 处理器312由适当的低通滤波器构成，并且低通滤波器的形式和系数 由实验所获得的值算出。因此，体动成分MHt可从体动波形TH中求 得。体动成分去除器313从脉搏波形MH中抽取出体动成分MHt而产 生体动成分被去除的脉搏波形MH’。

314为呼吸成分抽取器，由CPU(中央处理器)、A/D转换器等构成。 在该例中，体动成分被去除的脉搏波形MH’由A/D转换器将其从模似 信号转换成数字信号，并作为体动成分被去除的脉波数据MH’由CPU 储存。呼吸成分抽取器对体动成分被去除的脉波数据MH’进行FFT 处理而进行频率分析。

图63为对体动成分被去除的脉波数据MH’进行FFT处理的结果 的简化模式图。在该图中，在低频区域LF中的最大峰值为呼吸成分 的基波频率Fv1，在高频区域HF的最大峰值为脉波的基波频率Fm1。 图64为图63所示低频区域的放大图。从图中可看出，呼吸成分由基 波频率Fv1和高次谐波Fv2、Fv3、Fv4等组成。在该例中，呼吸成分 抽取器314对体动成分被去除的脉搏波形MH’进行FFT处理，确定最 大峰值频率。由于脉波的基波频率为最大的，因此将最大峰值频率确 定为Fm1。随后在低于Fm1的频率区域内确定最大峰值频率。在比脉 波成分低的频率区域内的频率成分对应呼吸成分，因此可确定呼吸成 分的基波频率为频率Fv1。呼吸成分抽取器314检测Fv1的水平值L1 以及高次谐波频率Fv2、Fv3、Fv4等的水平值L2、L3、L4。此外在 该例中，高次谐波频率限定为小于Fm1，这是因为当频率高于Fm1时， 脉波成分存在，假设Fm1为Fv1的整数倍，这样就不能分离出呼吸成 分。

315为评估器，由CPU、ROM或类似物组成。CPU根据呼吸成分抽 取器314检测到的L1、L2、L3、L4……计算呼吸波形中的失真率K。 具体地说，CPU按照下式计算失真率K：

K＝(L22+L32+L42……)1/2/L1

但是，如上所述被检者在安静时，吸气周期比呼气周期长。然而 当运动强度X增加时，吸气周期与呼气周期之间的差变小，呼吸波形 逐渐接近于正弦波。另外，当运动强度继续变大时，呼吸波形变得大 幅度地混乱。换言之，只要运动强度X不超过某一界限，则当运动强 度X变大时，相对于基波成分的高次谐波成分比例减少。当运动强度 超过界限时，相对于基波成分的高次谐波成分比例突然增大。这意味 着在呼吸波形中，运动强度X与失真率K之间存在恒定的关系，因此 运动强度K增加，失真率减小；当运动强度X超过给定界限时，失真 率突然增加。所以，如果预先确定失真率K与运动强度X之间的关系， 则可从失真率K中求得运动强度X。

接下来将与失真率K相对应的运动强度X储存在ROM中。因此， 可以失真率K作为地址访问ROM，从而可求出运动强度X。这意味着 ROM具有作为运动强度图表的功能。此外运动强度X可分成5级或3 级。此时，可以预定的级数表示储存在ROM中的运动强度X。

316为显示器，相应于上述LED210。显示器可将运动强度X作为 数值不经修饰直接显示出来，或采用点显示区域以直方图等显示。评 估器316可设计成将运动强度X分级，并按级数显示字母或符号显 示。例如，将分别对应于行走、慢跑和短距离跑步的运动强度表示为 X1、X2和X3，将运动强度很大且不利于健康的运动强度表示为X4， 显示器316将X1显示为“轻度运动”，X2显示为“中度运动”，X3 显示为“强度运动”，X4显示为“危险运动”。此外，也可以采用图 65所示的表情图对应显示运动强度X。

3-4-2：第一实施例的工作过程

下面参照附图对第一实施例的工作过程进行说明。图66为第一实 施例的工作流程图。这里介绍的例子为被检者从停止状态开始跑步， 其跑步速度逐渐增加。首先，被检者操作按键开关111-115(见图3)， 将装置设定为运动强度测定模式(步骤S1)。然后由脉波检测器310 检测脉搏波形MH(步骤S2)。

体动检测器311检测显示被检者体动的体动波形TH(步骤S3)，脉 波处理器312对体动波形TH进行波形处理(步骤S4)。这种波形处理 为将体动波形TH转换为脉搏波形MH中的体动成分MHt。接下来，体 动成分去除器313从脉搏波形MH中减去体动成分MHt，产生体动成分 被去除的脉搏波形MH’(步骤S5)。

呼吸成分抽取器313对体动成分被去除的脉搏波形MH’进行频率 分析----对其进行FFT处理。根据这种分析的结果，从体动成分被去 除的脉搏波形MH’的所有频率成分中判定出最大峰值频率(步骤S6)。 此时，可确定脉波成分的基波频率Fm1。随后，呼吸成分抽取器313 通过确定低于Fm1的最大峰值频率检测呼吸成分的基波频率Fv1(步 骤S7)。接下来，呼吸成分抽取器313求出呼吸频率成分。具体而言， 借基波频率Fv1的整数倍可检测各谐波频率Fv2、Fv3、Fv4……，以 及分别对应于基波频率Fv1与各谐波频率Fv2、Fv3、Fv4……的水平 值L1、L2、L3、L4……。

其次，评估器315根据呼吸频率成分L1、L2、L3、L4……计算出 呼吸频率成分中的失真率K(步骤S9)。由于在ROM中预先储存有失真 率K与运动强度X之间的对应关系，因此可根据失真率K访问ROM， 从而求得运动强度X(步骤S10)。在显示器316上显示运动强度X，从 而将运动强度X告知被检者。

在第一实施例中，体动检测器311和波形处理器312用于产生重 叠在体动波形MH上的体动成分MHt，然后将该体动成分MHt去除。结 果是，呼吸成分抽取器314甚至在运动中也可抽取呼吸成分。另外， 由于可根据呼吸成分中的失真率K计算出运动强度X，因此可在不增 加任何负担的情况下使被检者很容易了解他的运动强度X。

3-5：第二实施例

3-5-1：第二实施例的构成

下面将参照附图对本发明第二实施例的运动强度检测装置3的构 成进行说明。第二实施例的运动强度检测装置3的外部构成与第一实 施例相同。除呼吸成分抽取器314和评估器315的内部构成之外，第 二实施例的运动强度检测装置3的电气构成与图62所示第一实施例 的运动强度检测装置3相同。下面将介绍呼吸成分抽取器314和评估 器315。

图67为第二实施例的呼吸成分抽取器314和评估器315的内部构 成方框图。呼吸成分抽取器314由小波变换器320、呼吸成分产生器 312和逆小波变换器322构成。

3-5-1-1：小波变换

小波变换器320对体动成分去除器313输出的体动成分被去除的 脉搏波形MH’进行通常的小波变换，产生体动成分被去除的脉波分析 数据MKD。

小波变换由第一章说明的式1定义，小波变换器320为可计算式 1的装置。小波变换器320的主要部分与图5所示的基本函数展开部 W以相同的方式构成。但是此时以体动成分被去除的脉搏波形MH’代 替脉波数据MD提供给A/D转换器来求得体动成分被去除的脉波数据 MH’。

在该例中，体动成分被去除的脉波分析数据MKD被分割成以下频 率区域并输出：0Hz～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以及1.5Hz～ 2.0Hz。

3-5-1-2：呼吸成分产生器

在每个频率区域，呼吸成分产生器321比较体动成分被去除的脉 波分析数据MKD，确定具有最大能量成分的区域。去除高于该最大能 量成分的频率成分，产生呼吸分析波形数据VKD。去除高于具有最大 能量成分的区域的频率区域的原因是由于脉搏波形成分的基波频率 成分存在于具有最大能量成分的频率区域内。

如果体动成分被去除的脉波分析数据MKD如图68所示，则在图 69中由斜线表示的区域可确定为在每个周期t1～t8中的最大能量。 此时，由于斜线部分表示的区域的高频区域置换为[0]，并且产生作 为呼吸分析波形数据VKD的图70所示的数据。

3-5-1-3：逆小波变换器

逆小波变换器322与小波变换器320为互补关系。逆小波变换器 322计算第一章中说明的式2，产生呼吸波形数据VD，对该波形数据 进行A/D转换并输出呼吸波形VH。

呼吸成分抽取器314根据体动成分被去除的脉波数据MH’抽取出 呼吸波形VH。评估器315由过零比较器323、占空比检测器324和运 动强度图表325构成。

3-5-1-4：过零比较器

过零比较器323如图71所示的电容C和运算放大器OP构成。电 容C的值设定为可充分通过呼吸波形VH。运算放大器将呼吸波形VH 与零值比较，产生矩形波S。由电容C将呼吸波形VH提供给运算放大 器OP。将呼吸波形VH的平均值作为阈值对矩形波S进行波形整形。

如上所述，当运动强度X增加时，吸气周期和呼气周期之间的差 变小。因此，当运动强度X增加时，矩形波S的占空比接近于50％。

3-5-1-5：占空比检测器

图72和图73分别示出了占空比检测器324的电路图和时序图。 给门241、242的一个输出端提供时钟信号CK(见图73A)。给门241 的另一输入端提供将矩形波S(见图73B)。给门242的另一输入端提 供经反相器240反相的矩形波S。门241、242由时钟信号CK控制。 门241、242由时钟信号CK控制。如图73C所示，门241的输出信号 仅在矩形波S位于高电平期间允许时钟信号CK通过。另一方面，如 图73D所示，门242的输出信号仅在矩形波S位于低电平期间允许时 钟信号CK通过。

将门241、242的输出信号提供给计数器243、244。计数器243 的计数值C1表示矩形波S的高电平持续时间，而计数器244的计数 值C2表示矩形波S的低电平持续时间。

除法器245计算C1/C2，并将计算结果作为占空比输出。这种除 法计算在图73所示的时刻T中进行，随后计数器243、244立即复位。

该例中的除法结果DR等于高电平持续时间C1/低电平持续时间 C2。这样，运动强度X变大时，计算结果DR接近于“1”。但是，当 运动强度X增大到超过某一界限时，呼吸波型变得大幅度地混乱。因 此在如上类型的运动强度X下，计算结果DR变化剧烈。反之，在一 般的运动强度X区域中，呼吸波型的占空比不会急剧变化。如下说明 的结构可通过对计算结果连续性的检测，即通过对占空比连续性的检 测来确定运动强度X的界限值Xmax。

将除法结果DR提供给存储器246并储存在其中。当下一次的计算 结果DR输出时，存储器的内容被刷新。减法器247实时从当前的计 算结果DR中减去前一个计算结果DR’，而比较器248判定相减的结 果ΔDR在预先确定的范围内，具体地说，比较器248判定结果是否满 足下列不等式：

+K＞ΔDR＞-K

其中+K、-K设定为判定运动强度X超过界限值Xmax时，呼吸波 形的占空比的连续性是否已被干扰。

当满足上式时，可以判定当前运动为一般的强度，比较器248的 输出信号为高电平。反之，当不满足上式时，可以判定当前的运动强 度X已超过界限值Xmax，比较器248的输出信号为低电平。

当比较器248的输出信号为高电平时，合成器249输出计算结果 DR；当比较器248的输出信号为低电平时，则合成器249输出一个不 可能的计算结果DR，例如“0”。

3-5-1-6：运动强度表

运动强度表325(见图67)由ROM等构成。运动强度X对应于计算 结果DR储存在运动强度表325中。因此，可参照计算结果DR访问运 动强度表325来求得运动强度X。当计算结果DR未求得时输入零值 时，输出界限值Xmax。

借此，可从脉搏波形中抽取出呼吸波形，并可从占空比中求得运 动强度X。

3-5-2：第二实施例的工作过程

下面参照附图对第二实施例的工作过程进行说明。图74为第二实 施例的运动强度检测装置3的流程图。在该图中，处理步骤S1至S5 与图66所示的第一实施例的工作过程相同，从脉搏波形中去除体动 波形，并产生体动成分被去除的脉搏波形MH’。

小波变换器320对体动成分被去除的脉波数据MH’进行小波变 换，产生体动成分被去除的脉波分析数据MKD。这种体动成分被去除 的脉波分析数据MKD包含脉波成分和呼吸成分。脉波成分存在于比呼 吸成分高的频率区域，并且比呼吸成分的能量高。呼吸成分产生器321 将高于体动成分被去除的脉波分析数据MKD的最大能量频率区域置换 为“0”，产生呼吸波形数据VKD(步骤S21)。

接下来，逆小波变换器322对呼吸波形数据VKD进行逆小波变换， 产生呼吸波形VH。过零比较器323将呼吸波形VH与它的平均值电平 进行比较，产生矩形波S。占空比检测器324检测矩形波S的占空比(步 骤S23)。

运动强度表325参照占空比检测器324输出的数据判定运动强度 X(步骤S24)，显示器316显示运动强度X(步骤S25)。这样，可将运 动强度告知被检者。

在第二实施例中，重叠在脉搏波形MH上的体动成分由体动检测器 311产生并由波形处理器312去除。其结果是，呼吸成分抽取器314 甚至在被检者运动时也可采用小波变换抽取出呼吸波形。借助根据呼 吸波形的占空比计算出运动强度X，从而在不增加被检者负担的前提 下可使其很容易地了解运动强度X。

3-6：第三实施例

3-6-1：第三实施例的构成

下面参照附图对本发明第三实施例的运动强度检测装置3的结构 进行说明。第三实施例的运动强度检测装置3的外部结构与第一实施 例相同。除了在FFT处理之后进行体动成分的去除之外，第三实施例 的运动强度检测装置3的电气构成与图62所示第一实施例的运动强 度检测装置3相同。

图75为第三实施例的运动强度检测装置3的方框图。在该图中， 数字30和31分别代表第一和第二FFT处理器，它们由CPU等构成。 第一FFT处理器330对脉搏波形MH进行FFT处理，产生脉波分析数 据MFD。第二FFT处理器331对体动波形TH进行FFT处理，产生体 动分析数据TFD。

体动成分去除器313从脉波分析数据MFD的波谱频率成分中去除 对应于每个体动分析数据TFD的波谱频率的波谱频率成分，产生体动 成分被去除的脉波分析数据MKD。在这种体动成分被去除的脉波分析 数据MKD中，低频区域中的最大峰值频率为呼吸成分的基波频率 Fv1，而在高频区域中的最大峰值频率为脉搏波形的基波频率Fm1。

呼吸成分抽取器314、评估器315和显示器316与第一实施例相 同，因此下面对此不作说明。

3-6-2：第三实施例的工作过程

下面参照附图对第三实施例的运动强度检测装置的工作过程进行 说明。图76为第三实施例的运动强度检测装置3的流程图。

首先，当装置的主体设定为运动强度检测模式时(步骤S1)，脉波 检测器310检测脉搏波形MH。第一FFT处理器330对脉搏波形MH进 行FFT处理，产生脉波分析数据MFD(步骤S32)。当体动检测器311 检测出显示被检者体动的体动波形TH后，第二FFT处理器331对体 动波形TH进行FFT处理，产生体动分析数据TFD。

体动成分去除器313从脉波分析数据MFD中去除体动成分，产生 体动成分被去除的脉波分析数据MKD。图77示出了脉波分析数据 MFD、体动分析数据TFD和体动成分被去除的脉波分析数据MKD之间 的关系的一个例子。下面利用该图说明去除体动成分的操作。首先， 图77A示出了脉波分析数据MFD的内容，图77B示出了体动分析数据 TFD的内容。在该例中，体动成分去除器313根据体动分析数据TFD 确定图77B所示的每个波谱频率Ft1～Ft6，然后体动成分去除器313 从脉波分析数据MFD的所有波谱频率成分中去除对应于波谱频率 Ft1～Ft6的波谱频率成分，产生如图77C所示体动成分被去除的脉波 分析数据MFD。

体动波形TH例如可以手臂摆动加速度的形式来检测。但是，由于 血流是受血管和组织影响的，因此体动分析数据TFD和脉波分析数据 MFD中的体动成分会不一致。具体而言，如图77B和77A所示，对应 于波谱频率Ft1～Ft6的波谱频率成分与脉波分析数据MFD和体动分 析数据TFD不同。因此，在该例中，不是从脉波分析数据MFD中减去 体动分析数据TFD，而是去除对应于波谱频率Ft1～Ft6的波谱频率成 分。这样，可产生体动成分被去除的脉波分析数据MKD。

接下来，呼吸成分抽取器313根据体动成分被去除的脉波分析数 据MKD，从所有波谱频率成分中确定最大峰值频率(步骤S35)。此时 可确定脉波成分的基波频率Fm1。随后执行第一实施例中图66说明的 步骤S7～S11，在显示器316上显示运动强度X。

这样在第三实施例中，对脉搏波形MH和体动波形TH进行FFT处 理，去除体动成分。因此，可省去第一实施例中所述的波形处理器 312。此时呼吸成分抽取器314即使在运动中也可以抽取出呼吸成分。 另外，评估器315可根据呼吸成分中的失真率K计算出运动强度X， 从而使被检者在不增加负担的情况下可了解他的运动强度。

3-7：第四实施例

在第一至第三实施例中，通过采用体动检测器310检测体动波 形，然后根据体动波形从脉波波形MH中去除体动成分，从而来去除 体动成分。在第四实施例中，不采用体动检测器10来去除体动成分。

3-7-1：第四实施例的整个结构

下面将结合附图对第四实施例的运动强度检测装置3的结构进行 说明。第四实施例的运动强度检测装置3的外部结构与第一实施例相 同。图78示出了第四实施例的运动强度检测装置3的电气结构，其 中与图75相同的结构采用相同的符号。

该实施例运动强度检测装置3的结构与图75所示第三实施例的运 动强度检测装置3的不同之处为没有设置体动检测器311和第二FFT 处理器331；脉波成分去除器314代替了体动成分去除器313；以及 与呼吸成分抽取器313相比，呼吸成分抽取器313’具有改进的内部结 构。下面将针对不同点进行说明。

3-7-1-1：脉波成分去除器

脉波成分去除器313’由低通滤波器构成，可从脉波分析数据MFD 中去除脉波成分，产生脉波成分被去除的分析数据MD’。此时低通滤 波器的截止频率选择为略低于脉波成分的基波频率。这是因为体动成 分和呼吸成分的基波频率低于脉波成分的基波频率。具体而言，截止 频率设定为略低于被检者安静状态下测得的脉波成分的基波频率。

例如，如果低通滤波器的截止频率和脉波分析数据MFD之间的关 系如图79所示时，则脉波成分被去除的分析数据MD’变为如图80所 示。

3-7-1-2：呼吸成分抽取器

呼吸成分抽取器313’由CPU等构成，从脉波成分已去除的分析数 据MD’中抽取出呼吸成分。图81为呼吸成分抽取器313’的详细功能结 构方框图。

在该图中，波谱抽取器340从脉波成分已去除的分析数据MD’中 的每个波谱频率中抽取出成对的2个波谱频率，将较低的波谱频率输 出至基波频率表341中，而将较高的波谱频率输出至差分检测器342 中。

例如，如果脉波成分已去除的分析数据MD’如图80所示，则可从 波谱频率f1～f4中抽取出任意成对的波谱频率。此时，抽取出的波 谱频率对数仅为91(＝14C2)。如果波谱频率对为f1和f3时，则f1 输出至基波频率表341中，而f3输出至差分检测器342中。

基波频率表341由ROM等构成，预先储存与呼吸成分的基波频率 fm1相对应的体动成分的基波频率Ft1。该基波频率表341的内容由 实测值构成。

为了给基波频率表341设定数据，本发明人将被检者的跑步速度 分级，并测定呼吸频率与跑步频率之间的关系。图82示出了这些测 定结果。跑步频率为单位时间的步数。在该例中，脉波检测器310(脉 波检测传感器单元130)安装在手指的根部，如图3所示。因此，以该 方式检测脉搏波形MH中的体动成分会受手臂摆动的影响。尽管手臂 的摆动与跑步频率之间的关系因手臂摆动幅度大小快慢而不同，但总 的说来为每两步摆动一次。一次手臂摆动的周期对应于体动波形的周 期。因此，如果跑步频率(次数/分钟)用P表示，呼吸频率(呼吸次数 /分钟)用V表示，则体动成分的基波频率Ft1和呼吸成分的基波频率 Fv1根据下面的等式由跑步频率P和呼吸频率V决定：

Ft1＝P/(60*2)，Fv1＝V/60

采用上式转换成图82所示的图表时，可求得体动成分的基波频率 Ft1和呼吸成分的基波频率Fv1之间的关系。这在图83中示出。例如， 基波频率表41的内容如图83所示。

接下来，差分检测器342检测波谱抽取器340输出的基它波谱频 率和基波频率表41输出的频率之间的差。假设由波谱抽取器340抽 取的波谱频率对为体动成分的基波频率Ft1和呼吸成分的基波频率 Fv1，则将Fv1提供给基波频率表41，并将Ft1输出。因此差分检测 器342的输出变为“0”。另一方面，如果由波谱抽取器340抽取的 波谱频率对为Fv1和F(这里Fv1＜F)，则差分检测器342的输出为 “|F-Ft1|”。因此，此时差分检测器342输出最小的波谱频率对Ft1， Fv1。

然后比较器343针对波谱抽取器340输出的每一对波谱频率比较 差分检测器的输出，确定输出差值为最小的一对，并输出由该对构成 的较低波谱频率。此时，所确定的对为Ft1，Fv1，它们的关系是 Ft1＞Fv1。因此，比较器343的输出为呼吸成分的基波频率Fv1。

然后高次谐波频率产生器344将呼吸成分的基波频率Fv1与一整 数相乘，产生Fv2、Fv3、Fv4……，并输出对应于这些值的水平值L1、 L2、L3、L4……作为呼吸成分。

这样，将产生的呼吸成分提供给第一实施例中说明的评估器 315，根据失真率K产生运动强度X，然后将其显示在显示器316上。

该实施例着眼于体动成分的基波频率Ft1和呼吸成分的基波频率 Fv1之间的关系，去除在呼吸成分抽取器314’处的体动成分和呼吸 成分。这样，即使不采用体动检测器311和第二FFT处理器331，也 可根据呼吸成分求得运动强度X。此时可将装置做得更精巧、更轻便， 提供使被检者使用更方便的运动强度检测装置3。

3-8：第三章的变型例

本发明不限于上述实施例，还可具有下列变型。

3-8-1：基于脉率的滤波

当运动强度X增加时，骨骼肌的耗氧量也增加，从而引起呼吸和 脉率增加。呼吸和脉率之间存在一定的关系。图84示出了跑步时脉 率与呼吸频率的例子。第一至第四实施例中的呼吸成分抽取器314可 结合脉率进行滤波。

具体而言，可提供一个表，在该表中预先储存脉率和呼吸频率之 间的对应关系，并利用该表从脉率(60/fm1)中估算出呼吸频率 (60/Fv1)。采用以估算出的呼吸成分基波频率作为中心频率的带通滤 波器来抽取呼吸成分的基频Fv1。此时滤波可以数字化进行。

其结果是可抽取出更精确的呼吸成分。

3-8-2：基于三阶高次谐波成分Fv3计算运动强度X

在第一实施例已注意到，呼吸波形的特性在三阶高次谐波成分 Fv3中最好地体现。因此，可着眼于基波频率Fv1的三阶高次谐波成 分Fv3求得运动强度X。此时，呼吸成分抽取器314抽取基波频率Fv1 和它的三阶高次谐波频率Fv3。评估器315从对应于基波频率Fv1和 三阶高次谐波频率Fv3的水平值L1、L3计算出L3/L1。然后可参考 预先储存有L3/L1和运动强度X之间关系的运动强度表中判定运动强 度X。这样，不需计算失真率K。因此计算处理变得简单，从而可提 高处理速度并减轻CPU的负担。

3-8-3：第一实施例中的频率分析方法

在第一实施例中采用FFT进行频率分析，但本发明并不限于此， 而是可采用其它方法进行频率分析，例如可采用小波变换。小波变换 可以短时间内进行频率分析，但处理时间减少会使频率分析的结果变 得粗糙。因此可采用一定的时间长度作为分析时间的单位(时间分辨 力)来将频率区域细分。

3-8-4：滤波器组的运用例

在第二实施例中，小波变换器320可进行基本函数展开，实现小 波变换。但本发明并不限于此，可采用滤波器组实现小波变换。滤波 器组可采用第一章中说明的设计，如图30所示。高通滤波器1A和低 通滤波器1B可采用内部包含有延时元件(D触发器)的横向滤波器。人 体脉率在40-200次/分钟范围内。脉搏波形MH的基波频率在随生理 状态而时刻在变动。如果使与基波频率同步的分割区域可变，则可求 得随生理状态变化的动态信息。因此，将提供给横向滤波器的时钟设 定为脉搏波形MH可使被分割的区域可变。

也可以采用滤波器组构成逆小波变换器22。此时，滤波器组可为 第一章中说明的如图31所示的设计。高通滤波器2A和低通滤波器2B 可由内部包含延时元件(D触发器)的横向滤波器构成。

3-8-5：告知装置的变型例

前述实施例采用显示器316作为告知装置的一个例子，当然也可 以采用变型例，正如在第一章的1-8-6“告知装置的其它例子”中说 明的那样。

3-8-6：使用状态的变型例

在前述实施例中，运动强度检测装置的构型为手表，但本发明并 不限于此。例如，装置也可以如第一章所述为眼镜式(见图34)、项链 式(见图35)、卡片式(见图36)或计步器式(见图37)。

3-8-7：脉波检测装置的变型例

在前述实施例中，采用脉波检测传感器单元130作为脉波检测装 置f1的一个例子，但本发明并不限于此，只要可检测脉搏即可。

例如，采用第一章的1-8-7-1“检测方法”中介绍的压力感应方 式或透光方式来检测脉波。

第四章

4-1：概述

心脏为主要由心肌构成的肌肉性器官，它以一定的节律收缩，将 血液排至主动脉中。心脏分为处于上部的心房和位于下部的心室。心 房和心室分别由房中隔和室中隔分成左右两部分。心房与心室以一定 的节律不断地收缩和舒张，而心房与心室的收缩时间略有延时。当心 房收缩时，心室舒张，使心房的血液推开房室瓣流入心室中。此时主 动脉瓣关闭，防止主动脉中的血液返流至心室。

反之，当心房舒张，血液从肺动脉进入时，心室收缩，将心室中 的血液送入主动脉。此时，房室瓣从心室侧推闭。由于此时房室瓣与 室壁间的腱索呈紧张状态，因此房室瓣不可逆转。当心室收缩时，主 动脉瓣推向主动脉壁，使血液通过。此时，主动脉舒张，可积存一部 分心室中排出的血液。

接下来，当心室舒张时，主动脉逐渐收缩，将所积存的血液朝着 外周输出。因此，即使在心室未排出血液时，主动脉内也总是有血液 流过。

心脏以上述方式将血液送入主动脉中，而每次收缩时送出的血液 量称为每搏输出量SV。输出量的单位为升。每搏输出量SV与心率的 乘积称为心输出量CO。心输出量CO表示每分钟从心脏排出的血量， 单位为升/分钟。

在有心脏病的情况下，心肌功能降低，因此不能大量排出血液。 此时每搏输出量SV和心输出量CO下降。另一方面，对于经常训练的 人，如运动员来说，每搏输出量SV和心输出量CO随运动强度的增加 而增加。这样，每搏输出量SV和心输出量CO可反映出心功能的状态。 因此，上述这些值常用作评估心功能的指标。

本发明的发明人之一Kazuo Uebaba医生对心脏病人和健康人分 别以坐姿、仰卧姿、站姿等测量他们的心率HR和每搏输出量SV。图 85示出了测量结果。

如图所示，健康人的心率对应于各姿态的负荷，最高值为被检者 处于站姿且负荷最大时。由于心率HR是随心脏射出的血流变化的， 因此也可将心率HR看作是心肌在该时刻所需求的收缩力的指标。

心脏病人的心率HR不随恣态而变，基本上为恒定值。这种现象也 见于老年人中，他们的心功能显著下降。必须依赖心脏起搏器来起搏 的人也是这样。对于不能通过控制心率来适应心脏排出的血液量的情 况来说，心率与心肌所需的收缩力不匹配。

反之，心脏病人的每搏输出量SV和心输出量CO的变化特性却与 健康人心率的变化特性一致。因此，不仅对健康人，而且对不能控制 其心率的心脏移植病人来说，每搏输出量SV和心输出量CO对评估心 功能来说是非常有用的指标。

当测量心输出量CO时，首先需测量每搏输出量。直接测量的方法 之一是采用心脏插管来测定心脏的内压，并根据该测定结果计算出每 搏输出量SV。

在另一种测定收缩期面积的方法中，将一箍带固定到上臂处测量 动脉压，然后从该脉搏波形中计算出每搏输出量。图86示出了典型 的脉搏波形。脉搏波形为从外周测定的心脏收缩、舒张所产生的血流 脉动。因此这种波形的形状反映了心脏的运动。图中的符号ED指的 是射血期，对应于一次心跳过程中血液从心脏流出的间期。收缩期面 积法为将射血期ED与对应于该间期内的脉搏波形的血压值积分，求 得面积S。然后将计算结果与系数KSV相乘，计算出每搏输出量SV。 心输出量CO按下式算出：

CO＝S*KSV*HR

如上所述，每搏输出量SV和心输出量CO可作为评估心功能的指 标。如果被检者能够了解在跑步等运动中的每搏输出量和心输出量 CO，则他就可以进行科学训练。另外，对心脏病人来说，日常的活动 会降低心功能，因而处于危险之中。由于在上述场合中每搏输出量SV 和心输出量CO会降低，因此在劳动中了解每搏输出量SV和心输出量 CO有利于保证病人的健康。

但是，采用心脏插管测定心脏内压的方法是假设被检者处于安静 状态的，因此在运动和日常活动中不可能连续测量每搏输出量SV和 心输出量CO。

另外，当采用箍带时，需要大面积地覆盖手臂，从而增加了被检 者的负担。而且当被检者在运动或日常活动中移动手臂时，血流会受 体动的影响，这样体动成分会叠加在脉搏波形上。此时不可能在运动 或日常活动中连续测量每搏输出量SV和心输出量CO。

因此，在第四章中对在运动或日常活动中分别连续检测心输出量 和每搏输出量SV的心输出量检测装置和每搏输出量检测装置进行说 明。另外，还将对基于心输出量C0和每搏输出量SV评估心功能的心 功能诊断装置进行说明。

4-2：心输出量检测装置和心功能诊断装置

下面将结合附图对心输出量检测装置和采用该心输出量检测装置 的心功能诊断装置进行说明。

4-2-1：功能构成

下面将结合附图对采用心输出量检测装置的心功能诊断装置的功 能进行说明。图87为采用心输出量检测装置的心功能诊断装置的功 能方框图。在该图中，f41为检测脉搏波形的脉波检测装置。可采用 光传感器检测外周血流，如指尖或指根部的血流来获得脉搏波形。F42 为检测体动并输出体动波形的体动检测装置。以此方式可以检测体 动。

f43为体动成分去除装置，该装置用于根据体动波形产生脉搏波 形中的体动成分，从脉搏波形中却除体动成分并产生体动成分被去除 的脉搏波形。这样，即使在被检者运动时也可产生不受体动影响的脉 搏波形。

f44为心率检测装置，该装置根据体动成分被去除的脉搏波形检 测心率。f45为射血期检测装置，该装置根据体动成分被去除的脉搏 波形检测射血期。射血期为心脏在一次收缩时将血排入主动脉的周 期。后面将对射血期进行详细说明。

图88示出了心电图、主动脉压力波形和外周脉搏波形之间的关 系。在该图中，SW为心电波形，MH1为紧接心脏射血后的主动脉压力 波形，MH2为外周(桡动脉)的一般脉搏波形。在该图中，忽略了随 血液流动造成的延时。严格地说，射血期ED为主动脉瓣在t1时刻打 开和主动脉瓣在主动脉压力波形的t2时刻关闭之间的时间间隔。在 安静状态，射血期为280毫秒。心室的收缩使主动脉瓣关闭，因此该 时间间隔大致与心室收缩时间(即收缩期)一致。外周脉搏波形中的 切迹N2称之为重搏切迹N2，由主动脉瓣的关闭引起。脉搏波形MH2 的最小峰P1与峰P4之间的时间间隔对应于射血期ED。

已知脉搏波形存在个体差异，并且同一个体在不同的身体状况下 脉搏波形也不同等。因此，在外周测量的脉搏波形MH2中，切迹N1 可能会没有，因为如图中MH3所示，峰P1与峰P3重叠。此时，射血 期ED为从最小峰P0至峰P4之间的时间间隔。

从脉搏波形MH2的最小峰P0至切迹N的峰值P2的间期称之为估 计的收缩时间。一种理论认为该时间间期为射血期ED。无论如何，该 时间间期代表心脏收缩的间期是不错的。

因此，本说明书中所用的射血期ED不仅包括严格意义上的射血 期，还包括心室收缩的收缩时间和估计的收缩时间。下面的说明将采 用这一观点。具体而言，射血期ED可看作是从最小峰至最大峰P1之 后出现的第一和第二峰——负峰值P2，P4之间的时间间期。

f46为心输出量检测装置，该装置用于检测心输出量CO。例如， 可根据射血期的体动成分被去除的脉搏波形计算出每搏输出量SV，然 后将每搏输出量SV与心率相乘来检测出心输出量CO。

f47为根据心输出量评估心功能状态的评估装置。即根据心脏每 分钟的射血量来评估心功能。F48为将评估结果告知被检者的告知装 置。此时，被检者或第三者如医生等可了解病人的心功能。

f49为判定装置，该装置根据体动波形的大小变化来判定体动是 否存在。当体动不存在时，f49停止体动成分去除器f3的工作。此时 可减少体动成分去除过程中的运算。

4-2-2：第一实施例

第一至第七实施例涉及采用心输出量检测装置的心功能诊断装 置。第八至第十四实施例涉及采用每搏输出量检测装置的心功能诊断 装置。

4-2-2-1：第一实施例的构成

下面将结合附图对本发明第一实施例的采用心输出量检测装置的 心功能诊断装置进行说明。

4-2-2-1-1：第一实施例的外部结构

该例的心功能诊断装置的外部结构与第一章介绍的脉波诊断装置 1(见图2)相同。即心功能诊断装置大致由具有手表构型的装置主体 110、与装置主体110相连的缆线130和设置在缆线120一端的脉波 检测传感器单元130构成。

具有脉波检测装置f41功能的脉波检测传感器单元130的电气结 构与第一章中的脉波诊断装置1(见图3)相同。

4-2-2-1-2：第一实施例的电气结构

下面参照图89对心功能诊断装置的电气结构进行说明。图89为 心功能诊断装置电气结构的方框图。

心功能诊断装置42由下列部分构成：脉波检测传感器单元130 检测脉搏波形MH，并将其输出到体动成分去除器411。加速度传感器 130’以加速度形式检测体动，产生体动波形TH。波形处理器410对体 动波形TH进行波形处理，以便在体动去除器411中精确去除体动成 分。

如果将脉搏波形MH中的体动成分表示为MHt，将真正脉波成分(即 体动成分被去除的脉搏波形)表示为MH’，则MH＝MHt+MH’。体动波形 TH作为手臂摆动的加速度来检测。但是，由于血流是受血管和组织影 响的，因此体动成分MHt会使体动波型TH钝化。出于这种原因，波 型处理器410由低通滤波器构成。低通滤波器的构成和系数由实测数 据确定。

体动成分去除器411从脉搏波形MH中减去波形处理器410的输出 波形MHt，产生体动成分被去除的脉搏波形MH’。脉搏波形MH’由A/D 转换器(未示出)转换成数据信号，提供给心率检测器412和射血期 检测器413。

如果即使在体动不存在时也采用体动成分去除器411来去除体动 成分，则会由于加速度传感器130’的噪声而使得从体动成分去除器 411中输出的信号的SN比降低。另外，去除体动成分的操作会消耗电 能。因此，在该实施例中设置判定器411’。判定器411’根据体动波形 TH判定体动是否存在，并产生控制信号C。具体而言，判定器411’ 将体动波形TH与阈值比较来进行判定。该阈值为考虑加速度传感器 130’的噪声水平后而预先设定，由此可判定体动是否存在。当控制信 号C表明体动不存在时，将波形处理器410和体动成分去除器411的 工作挂起。此时，体动成分去除器411直接输出脉搏波形MH。这样可 提高体动成分去除器411的输出信号的SN比，并且由于装置减少而 节省电能。

心率检测器412和射血期检测器413根据体动成分被去除的脉搏 波形MH’检测心率HR和射血期ED。在该例中，可通过对体动成分被 去除的脉搏波形MH’的振幅水平分析来求得心率HR和射血期ED。

心率检测器412和射血期检测器413抽取出用于确定体动成分被 去除的脉搏波形MH’的形状的波形参数。这里所述的波形参数与第一 章针对图25的说明相同。为了计算波形参数，脉率检测器412和射 血期检测器413抽取出涉及最大点和最小点的“峰值信息”。这里所 述的峰值信息与第一章针对图27主28的说明相同。

心率检测器412和射血期检测器413由第一章说明的如图26所示 的计算机系统构成，但是将体动成分被去除的脉搏波形MH’代替体动 成分被去除的脉搏波形TMH作为输入。图28所示的峰值信息储存在 峰值信息存储器205中。

心率检测器412和射血期检测器413在下面将说明的微机181控 制下进行工作，即：(a)采集波形和它们的峰值信息；(b)将脉搏 波形进行分割处理；(c)抽取出波形参数。上述第一章中说明的步 骤与本例相同，因此在此不再说明。

(d)根据波形参数计算心率

作为波形参数计算出的时间t6(见图25)为一次心跳的时间间 期。微机181根据该时间间期t6计算60/t6，求得心率HR。

(e)根据波形参数计算射血期

微机181访问它的内部缓存器，根据波形参数确定一次心跳的最 小峰值Pmin和最大峰值Pmax。例如，在如图6所示的波形中，P0确定 为最小峰值Pmin，P1确定为最大峰值Pmax。

然后确定最大峰值Pmax之后出现的第一或第二负峰值(切迹)。假设 在该例中确定最大峰值Pmax之后出现的第二峰值，则将图6所示的波 形中的P4确定为负峰值。计算最小峰值Pmin至负峰值P4之间的时间 为射血期ED。例如，在图25所示的波形中，将时间间期t4作为射血 期ED输出。

如上所述可计算出心率HR和射血期ED。

图89中所示的每搏输出量检测器414根据体动成分被去除的脉搏 波形MH’和射血期ED确定射血期ED期间体动成分被去除的脉搏波形 MH’，并计算出波形下的面积S。具体而言，对体动成分被去除的脉搏 波形MH’进行积分，依次叠加在射血期ED期间体动成分被去除的脉搏 波形MH’的每个采样值来计算面积S。将面积S与系数KSV相乘，计算 出每搏输出量SV。换言之，每搏输出量可按下式计算求出：

SV＝KSV*S

心输出量计算器415将心率HR与每搏输出量SV相乘，求出心输 出量C0。换言之，心输出量CO由下式计算求出：

CO＝KSV*S*HR

也可以通过依次叠加一分钟时间内的每搏输出量SV值来计算心 输出量CO。

评估器416由存储器161和比较器162构成。评估器评估心功能 并产生评估指标X。采用阈值将心输出量CO分级储存在存储器161 中。阈值设定为与级数对应。在该例中，R1和R2设定为阈值。可预 先设定阈值R1、R2，或由医生或训练指导设定。

比较装置162比较心输出量CO和阈值R1、R2，产生评估指标X。 在该例中，分别以CO＜R1、R1≤CO＜R2以及R2≤CO来得到评估指标X1、 X2和X3。评估指标X1～X3的含义由所采用的心功能诊断装置的应用 场合决定。例如，在运动训练中采用该装置时，评估指标X1～X3为 维持合适运动强度的测量。而该装置用于在心脏病人恢复期间监视心 功能时，评估指标X1～X3用于衡量恢复程度。

显示器417由图2所示的LCD210等组成，用于显示心输出量CO、 评估指标X或与评估指标X相关的信息。这种显示可采用表情图、字 母、符号等。此时被检者被告知心功能评估结果。

例如，当在跑步过程中采用心功能诊断装置时，通过由训练指导 设定阈值R1、R2，告知被检者保持合适的心输出量CO。此时，可将 评估指标X1以“提高速度”，评估指标X2以“保持速度”，评估指 标X3以“降低速度”形式显示在显示器417上。

4-2-3：第二实施例

下面介绍第二实施例的心功能诊断装置。

4-2-3-1：第二实施例的外部结构

第二实施例的结构

图90为第二实施例的心功能诊断装置的方框图。与第一实施例相 同，在第二实施例中也采用加速度传感器130’和波形处理器410检测 体动成分MHt。但是该实施例与第一实施例的区别为，该实施例采用 小波变换来进行体动成分的去除和心率及射血期的检测。第二实施例 的外部结构与图2所示的第一实施例相同。

4-2-3-1-1：第一和第二小波变换器，以及第一和第二频率校正器

在图90中，第一小波变换器420对脉波检测传感器单元130输出 的脉搏波形MH进行传统的小波变换，产生脉波分析数据MKD。第二小 波变换器422对加速度传感器130’输出的体动波形MHt进行传统的小 波变换，产生体动分析数据TKD。此时，第一和第二小波变换器420 和422可按第一章说明的式1构成。第一和第二小波变换器420和422 的主要部分以与图5所示的基本函数展开器W相同的方式形成。在该 例中，在每个心跳单元进行小波变换，产生脉波分析数据MKD。在该 例中，脉波分析数据MKD被分割成0Hz～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等频率区域之后输出。

第一频率校正器421对脉波分析数据MKD进行频率校正。前述式 1包括对应于频率的项“1/a1/2”。当在不同的频率区域比较数据时， 需要对该项的影响进行校正。第一频率校正器421为该目的而设。即， 第一频率校正器421将子波数据WD乘以系数a1/2，产生脉波校正数据 MKD’。其结果是，校正可使每个频率点的能量密度为一常数。。第二 频率校正器423以与第一频率校正器421相同的方式进行频率校正， 由体动分析数据TKD产生体动校正数据TKD’。

图91示出了脉搏波形MH部分期间的脉波分析数据MKD。在该实 施例中，与第一章说明的图8相比，时间轴的比例划分更细。

在图91中，时间间隔T接近于峰值P4。时间间隔T被划分为8 个部分，并可在整个这些时间间隔T内求得脉波分析数据MKD。当进 行小波变换时，可在频率分辩率与时间分辩率之间取折衷。因此，如 果牺牲频率分辩率，则可在更短的时间间隔内求得脉波分析数据。

产生的脉波分析数据MKD和体动分析数据TKD由第一和第二频率 校正器421、423以该方式进行频率校正，并作为脉波校正数据MKD’ 和体动校正数据TKD’而输出。

4-2-3-1-2：体动成分去除器

体动成分去除器411从脉波校正数据MKD’中减去体动校正数据 TKD’，产生体动成分被去除的脉波数据MKD″。下面将对此进行具体说 明。下面的讨论采用的例子为使用者用手将杯子上举，然后将其放回 至原来的位置。此时，采用脉波检测传感器单元130检测出图16A所 示的脉搏波形MH，采用波形处理器410检测出图16B所示的体动波形 MHt。

体动波形MHt从时刻T1开始上升，在时刻T2处达到正峰值。之 后，体动波形MHt逐渐下降，在时刻T2穿过零位，在时刻T3达到负 峰值，并在时刻T4返至零位。由于采用加速度传感器21来检测体动 波形TH，因此时刻T3对应于使用者将杯子举至最高点的时刻；时刻 T1对应于被检者开始举起杯子的时刻；而时刻T4对应于举杯过程结 束的时刻。因此，从时刻T1至T4的时间间期为体动存在的间期。图 16C示出了假设体动不存在情况下的脉搏波形MH’。在该例中，脉搏 波形的基波频率为1.3Hz。

图17示出了Tc间期(见图16)内的脉波校正数据MKD’，图18示 出了在Tc间期的体动校正数据TKD’。从这些图中可以看出，在成分 体动波形TH中，0.0Hz～1.0Hz频率区域内存在有水平较高的频率成 分。将脉波校正数据MKD’和体动校正数据TKD’提供给体动成分去除 器411，体动成分去除器411从脉波校正数据MKD’中减去体动校正数 据TKD’，产生图19所示的体动成分被去除的脉波数据MKD″。因此， 即使存在体动，其影响也被消除了。

4-2-3-1-3：判定器

判定器411’将体动成分与预定阈值进行比较，产生表示体动是否 存在的控制信号C。将该控制信号C提供给波形处理器410、第二小 波变换器422和第二频率校正器423。此时，当体动成分不存在时， 小波变换器410、第二小波变换器422和第二频率校正器423的工作 被挂起，从而可减少计算的处理时间，减少能量消耗，提高SN比。

4-2-3-1-4：心率检测器

心率检测器412根据体动成分被去除的脉波数据MKD″计算出心 率。心率检测器412根据体动成分被去除的脉波数据MKD″确定一次心 跳的最大峰值Pmax。脉搏波形MH’的最大峰值Pmax处高频成分增加，因 此可预先确定对应于高频成分的阈值。将体动成分被去除的脉波数据 MKD″与阈值比较，确定最大峰值Pmax。确定最大峰值Pmax与下一个最大 峰值Pmax之间的时间间期T，根据60/T计算出心率HT。

4-2-3-1-5：射血期检测器

射血期检测器413可与第一实施例中的构成相同。在该例中，根 据体动成分被去除的脉波数据MKD″确定最小峰值Pmin，并确定出现在 最大峰值Pmax之后的第二负峰值P4(切迹)。这里，对应于最小峰值 Pmin的频率成分和对应于峰值P4的频率成分作为阈值预先记录。比较 阈值与体动成分被去除的脉波数据MKD″，确定最小峰值Pmin和峰值 P4，求出最小峰值Pmin与峰值P4的时间间隔作为射血期ED。

4-2-3-1-6：每搏输出量计算器

每搏输出量计算器414将在射血期ED内的每个频率区域中的体动 成分被去除的脉波数据MKD″相加，确定该时间间隔的能量值E，并根 据能量值E计算收缩期面积S。

最小峰值Pmin和峰值P4之间的脉搏波形具有陡峻的山状波形，因 此包含在该波形中的频率成分几乎全部位于高频区域。这样，可将去 除了位于低频区域(例如0～1Hz)的体动成分的脉波数据MKD″看成是 噪音成分。因此，不必将射血期ED内全部频率区域中的体动成分被 去除的脉波数据MKD″叠加，而是将在一部分频率区域内的脉波数据 MKD″相加来确定能量E即可。

例如，如图92所示，体动成分被去除的脉波数据MKD″在0～1Hz 的频率区域内存在很大的噪音成分。因此可将1～4Hz内的体动成分 被去除的脉波数据MKD″相加。如果将在每个频率区域内的体动成分 被去除的脉波数据MKD″表示为Mnm，则可按下式求得总能量E： $E=\underset{n=3}{\overset{8}{\Sigma }}\underset{m=1}{\overset{j}{\Sigma }}\mathrm{Mnm}$

从下式中求出每搏输出量：

SV＝KSV*S＝KSV*Ke*E

式中，Ke为能量E与面积S之间的转换系数。

在第二实施例中，采用小波变换来计算收缩期面积S。这样，可 去除脉搏波形中的噪音成分，求出每搏输出量SV，并精确计算出心 输出量CO。

4-2-4：第三实施例

第二实施例采用第一和第二小波变换器420、422以及第一和第 二频率校正器421、423，利用小波变换进行频率分析。相对于此， 第三实施例与第二实施例不同，省去了第二小波变换器422和第二频 率校正器423。

图93为第三实施例的心功能诊断装置方框图。在该图中，体动 成分去除器411产生体动成分被去除的脉搏波形MH’，第一小波变换 器420对该体动成分被去除的脉搏波形MH’进行小波变换。第一频率 校正器421对第一小波变换器416的输出进行频率校正，产生体动成 分被去除的脉波数据MKD″。

第一频率校正器421的输出与图90所示的体动成分去除器411 的输出等效。换言之，由于小波变换是线性的，因此可改变处理顺序。 这样，在采用模拟信号去除体动成分之后进行小波变换(第三实施例) 与根据小波变换后的脉波校正数据MKD’和体动校正数据TKD’进行体 动成分的去除(第二实施例)等效。

判定器411’与第一实施例中的相同，而心率检测器412、射血期 检测器413、每搏输出量计算器414、心输出量计算器415、评估器 416和显示器均与第二实施例相同。因此，下面将省去对这些部件的 说明。

第三实施例允许在省去第二小波变换器422和第二频率校正器 423的前提下进行计算。此时，可采用简单的构成来诊断心功能状态。

4-2-5：第四实施例

在第一至第三实施例中，采用加速度传感器130检测体动波形 TH，并将其与脉搏波形MH比较。这样，包含在脉搏波形MH的频率成 分中的体动成分被去除，并计算出心率HR和射血期ED。然后可根据 这些值诊断心功能状态。但是，由于需要加速度传感器130、波形处 理器410等而使结构变得复杂。第四实施例从该点出发，提供的心功 能诊断装置结构简单，并在体动存在的情况下也能准确诊断心功能状 态。

图94为第四实施例的心功能诊断装置42的方框图。该心功能诊 断装置42与图92所示第二实施例的心功能诊断装置等效，只是体动 成分去除器411的内部结构不同，并且省去了加速传感器130、波形 处理器410、第二小波变换器422和第二频率校正器423。下面将介 绍这些不同之处。

体动成分去除器411从脉波校正数据MKD’中分离并去除体动成 分，产生体动成分被去除的脉波数据TBD。体动成分去除器411利用 了体动成分下面的性质。

体动是由于手臂上下摆动或跑步时手臂的摆动造成的。在日常活 动中，几乎不会产生瞬间的体动。因此，体动波形TH的频率并不高， 一般在0Hz～1Hz的范围内，而脉搏波形的基波频率一般在1Hz～2Hz 范围内。因此在日常活动中，体动波形TH中的频率成分的频率区域 低于脉搏波形MH的基波频率。

在慢跑等体育运动中，由于手臂摆动等的影响，体动波形TH的频 率成分会有些提高。同时，心率相应于运动量也会增加，从而使脉搏 波形MH的基波频率也会变高。因此，即使在体育运动中，体动波形 TH的频率成分一般所在的频率区域仍低于脉搏波形MH的基波频率。

体动成分去除器411利用这一点来分离体动成分，并设计成忽略 低于脉搏波形MH的基波成分的的频率区域。此时，如果体动成分存 在于高于脉搏波形MH的基波成分的频率区域内，则心功能检测的准 确性将下降。但是，由于如上所述体动成分所在的频率区域低于脉搏 波形MH的基波成分的机率很高，因此可以高精度地检测心功能。

图95为体动成分去除器411的详细方框图。波形整形器4301对 脉搏波形MH进行整形，产生与脉搏波形MH同步的复位脉冲。计数器 302对时钟脉冲(图中未示出)进行计数，并设计成计数值由复位脉 冲控制复位。平均值计算电路303计算计数器302中的计数值的平均 值。此时，平均值计算电路303对应于脉搏波形MH的平均周期计算 平均值。因此，参考平均值可检测出脉搏波形MH的基波频率。

根据上述平均值，置换电路304确定包括脉搏波形MH的基波频率 的频率区域。例如，当平均值为0.71秒时，基波频率为1.4Hz，则频 率区域确定为1Hz～1.5Hz。然后，置换电路304将在低于确定的频 率区域的频率区域内的脉波数据MKD’置换为“0”，产生体动成分被 去除的脉波数据TBD。其结果是，在低于脉搏波形MH的基波频率的频 率区域内的成分被忽略了。这样做会使脉波成分随体动成分一起被置 换为“0”，但由于脉搏波形MH的特征部分存在于高于基波频率的频 率区域内，因此上述置换不会对脉搏波形产生影响。

例如，如果采用脉波检测传感器单元130检测出如图16A所示的 脉搏波形MH(基波频率为1.3Hz)，则时间间隔Tc内的脉波校正数 据MKD’变为如图17所示。此时，置换电路194确定的频率区域为1Hz～ 1.5Hz，这样被置换的频率区域为对应于0.5Hz～1.0Hz的Ma12～ Ma82，以及对应于1.0Hz～1.5Hz的Ma11～Ma81。因此，脉波修正数 据MKD’的Ma12～Ma82和Ma11～Ma81被置换为“0”，产生如图96 所示的体动成分被去除的脉波数据MKD”。

心率检测器412和射血期检测器413如图94所示，它们根据上述 方式产生的体动成分被去除的脉波数据MKD”分别检测出心率和射血 期ED

在第四实施例中，利用体动的性质来去除体动成分，即体动成分 出现在低于脉搏波形MH的基波频率的频率区域内的可能性很高。这 样，在第一至第三实施例中需要的加速度传感器130和小波变换器 410等部件可省去，而即使体动存在仍可准确诊断心功能状态。

4-2-6：第五实施例

第五实施例涉及第一实施例中说明的每搏输出量检测器414的变 型，而其它结构部件与第一实施例等效。第五实施例的每搏输出量检 测器414具有以下方面。

4-2-6-1：第一方面

在第一方面中，计算出射血期ED内体动成分被去除的脉搏波形 MH’的峰值P1～P4的血压值以及产生这些峰值的时间内的每搏输出量 SV。例如，如果体动成分被去除的脉搏波形MH’如图25所示，并以P0 至P4的时间间隔表示射血期ED，则可按下式计算每搏输出量SV：

SV＝KSV*S

    ＝KSV*f1(t1，t2，t3，t4，y1，y2，y3，y4)

    ＝KSV*{t1*y1+(t2-t1)*(y1+y2)+(t3-t2)(y2+y3)+(t4- t3)(y3+y4)}/2

在该例中，以线性逼近计算出收缩期面积S，并根据该面积S计 算出每搏输出量SV。因此，与射血期内在所有采样叠加体动成分被去 除的脉搏波形MH’来计算面积S的方法相比，该方法减少了计算量。

4-2-6-2：第二方面

在第二方面中，每搏输出量SV从射血期ED和心率HR中确定。即 从射血期ED和心率HR中计算出收缩期面积方法中的收缩期面积S。

不同的个体，甚至相同的个体的脉搏波形MH也存在差异。但是， 可通过大量的实测来确定给定心率HR的脉搏波形MH的大致波形。一 旦确定了脉搏波形MH，则可求得对应于射血期ED的面积S。

图97为第五实施例第二方面的每搏输出量检测器414的方框图。 图中4140为每搏输出量表，心脏收缩期面积S与射血期ED和心率HR 以对应关系存储在其中。每搏输出量表4140由多个储存每个心率HR 的表TB1，TB2……TBn组成。对应于射血期ED的收缩期面积S储存 在每个表TB1，TB2……TBn中。这些表中的内容是根据大量实测数据 产生的。4141为针对每一步骤顺序为每搏输出量表140提供的乘法 器，该乘法器将系数KSV与收缩期面积S相乘，计算出每搏输出量。

当将射血期ED和心率HR提供给上述结构的每搏输出量表140 时，每搏输出量检测器414确定一个与该心率HR对应的表TB。然后， 从表TB中读出与射血期ED对应的收缩期面积S，乘法器4141计算每 搏输出量SV。

由于可按第五实施例第二方面中的上述方式，由射血期ED和心率 HR计算出每搏输出量SV，因此可以短时间内通过简单的结构求得每 搏输出量SV。

如果将与射血期ED相关的每搏输出量SV储存在表TB1，TB2…… TBn中，则可省去乘法器4141。此时，可在表TB1，TB2……TBn中储 存S*KSV，而不是储存收缩期面积S。

如果将与射血期ED相关的心输出量CO储存在表TB1，TB2……TBn 中，则可从射血期ED和心率HR中直接计算出心输出量CO。图98示 出了心输出量表4140’。此时，S*KSV*HR可代替收缩期面积S储存在 表TB1，TB2……TBn中。

4-2-7：第六实施例

第一至第五实施例的心功能诊断装置42运用收缩期面积法，其中 射血期ED内的脉搏波形面积S与给定的系数KSV相乘，计算出每搏输 出量SV。严格地说，系数KSV根据不同的被检者而不同。因此，为了 计算出准确的每搏输出量SV，希望对收缩期面积方法求出的每搏输出 量SV进行校正。

因此在第六实施例中，在图88，90，93和94中所示的第一至第 五实施例的心输出量计算器415和每搏输出量计算器414之间设置一 个每搏输出量校正器424，以便对每搏输出量SV进行校正。

图99为该实施例的每搏输出量校正器424的方框图。如图所示， 每搏输出量校正器424由计算校正系数KH的校正系数计算器4240、 储存校正系数KH的校正系数存储器4241和乘法器4242构成。

将采用热染料稀释法(thermodye dilution method)等预先测 定的，由外围设备提供的参考每搏输出量SVr以及由每搏输出量计算 器414计算出的每搏输出量SV提供给校正系数计算器4240。校正系 数计算器4240由除法器构成。当被检者手动操作按键，将装置设定 为校正模式时，校正系数计算器4240计算SVr/SV，并将此作为校正 系数KH。计算出的校正系数KH储存在校正系数存储器4241中，并在 定期的测定模式过程中可从中读出使用。然后，乘法器4242将每搏 输出量SV与校正系数KH相乘，产生校正后的每搏输出量SVh。

在该例中，校正系数KH是在校正模式下计算出的，并在规则的测 定模式中可采用校正系数KH来计算校正后的每搏输出量SVh。这样可 以更精确地确定心输出量CO。

任选地，该实施例的心功能诊断装置42可用于住院治疗或恢复过 程中的病人健康管理。更具体地说，采用热染料稀释法对心脏手术后 的病人测量精确的参考每搏输出量SVr，并采用便携式心功能诊断装 置42对每搏输出量SV进行测量。将由这些结果计算出的校正系数KH 储存，并在装置处于规则测量的模式时采用该校正系数KH确定精确 的心输出量CO。此时，可在病人恢复至正常的过程中，根据精确的心 输出量CO进行心功能诊断。

4-2-8：第七实施例

在第七实施例中，作为参考值用于评估指标X的阈值可对应于体 表面积而变化。除了评估器416的构成之外，第七实施例的设计与第 一至第六实施例相同。因此，下面将对不同于其它实施例的评估器416 进行说明。

图100为第七实施例中的评估器416的方框图。416为体表面积 计算器，其中需将体重W(千克)和身高H(厘米)输入至该计算器 中。然后可根据这些值计算出体表面积TS。在该例中，可采用传统的 计算公式，如下面的DuBois等式计算体表面积TS：

TS＝W0.425×H0.725×71.84

4161为储存与体表面积TS和心率HR相关的阈值R1，R2的阈值 表。阈值R1，R2用于产生评估指标X。阈值表4161由多个表TB1’， TB2’……TBn构成。阈值R1，R2与心率HR相关联地储存在每个表中。 当提供体表面积TS时，选中与所提供的体表面积TS相应的表。因此， 参考阈值表4161可求得与体表面积TS和心率HR相应的阈值R1，R2。

162代表比较阈值R1，R2与心输出量CO，然后产生评估指标X 的比较器。

如上所述，阈值R1，R2相应于体表面积TS可变化，原因如下。 一般来说，具有大的体表面积TS的人体型大，并且心输出量高。反 之，体表面积TS小的人体型小，并且心输出量低。因此，采用相同 的阈值R1，R2来评估两者的心输出量CO时，很难对每个人的心输出 量进行评估。但采用依据体表面积TS的评估指标X时，可相应于每 种体型进行心输出量的评估。

使阈值R1，R2相应于心率HR变化的原因如下。当跑步或进行其 它运动时，骨骼肌消耗大量的氧，同时心率HR和心输出量CO增加。 换言之，心率HR和心输出量随运动强度而变化。因此，采用基于心 率HR的评估指标X，即使被检者的运动强度发生变化也可连续评估心 功能。

因此，采用该实施例的心功能诊断装置42，阈值R1，R2可自动 相应于被测者的体型和心率HR的动态变化而变化。这样，可在日常 活动中连续评估心功能。

4-3：每搏输出量检测装置和心功能诊断装置

下面将结合附图对采用每搏输出量检测装置的心功能诊断装置进 行介绍。图101为采用每搏输出量检测装置的心功能诊断装置的功能 方框图。在该图中，f51为检测脉搏波形的脉波检测装置。可采用光 传感器来检测外周位置，如指尖或指根部的血流，从而获得脉搏波 形。F52为检测体动并输出体动波形的体动检测装置。借此可检测体 动。

f53为体动成分去除装置，该装置根据脉搏波形产生脉搏波形中 的体动成分，然后从脉搏波形中去除该体动成分，产生体动成分被去 除的脉搏波形，其结果是，即使在被检者运动时也可产生不受体动影 响的脉搏波形。

f54为判定装置，该装置根据体动波形的大小变化来判定体动是 否存在。当体动不存在时，判定装置f54结束体动成分去除装置f53 的工作。这样可减少去除体动成分的计算。

f55为根据体动成分被去除的脉搏波形检测心脏射血期的射血期 检测装置。射血期为心脏收缩一次，将血送入主动脉的间期。即射血 期ED不仅包括严格的射血期，还包括心室收缩的收缩时间和估计的 收缩时间。

f56为根据射血期内体动成分被去除的脉搏波形计算每搏输出量 SV的每搏输出量检测装置。

f57为根据每搏输出量评估心功能状态的评估装置。即，根据心 脏每次收缩射出的血液量来评估心功能。F58为将评估结果告知被检 者的告知装置。此时，被检者或第三者如医生可了解病人的心功能。

4-3-2：第八实施例

下面将结合附图对采用每搏输出量检测装置的心功能诊断装置 43进行说明。该例中的心功能诊断装置的外部结构与第一章4-2部分 说明的脉波诊断装置1相同。

图102为心功能诊断装置43的电气结构方框图。该图所示的心功 能诊断装置43与图89所示的心功能诊断装置42的不同之处在于由 变化率计算器415’代替了心输出量计算器415。

变化率计算器415’由平均值计算器4151和比较器4152构成，它 计算每搏输出量SV中的变化率SV’。平均值计算器4151计算每搏输 出量SV的平均值SVa。例如，如果第n次检测的每搏输出量表示为 SVn，则检测每搏输出量SVn时刻的平均值SVa可为从测定开始至该时 刻所有值的平均值。或者也可以采用下式求得平均移动值作为SVa：

SVa＝(SVn-m+1+SVn-m+2+…+SVn-1+SVn)/m

例如，如果m＝60，则可计算出一分钟间隔内的近似平均值。

比较器4152计算SV/SVa，并计算每搏输出量的变化率SV’。一次 心跳的呼吸频率一般为4次左右。另外，已知每搏输出量的变化是与 呼吸同步的。因此，为了去除由呼吸引起的变化，每搏输出量SV可 叠加k次并取平均，并且可从该平均值和SVa中计算出每搏输出量的 变化率SV’。在这时，选择k使m＞k≥4。

评估器416由存储器161和比较器162构成。评估器416根据变 化率SV’评估心功能并产生评估指标X。将用于对变化率SV’进行分级 的阈值相应于心率HR储存在存储器中。此时，相应于心率HR的阈值 在检测时可从存储器中读出。阈值可对应于级数设定。在该例中，R1 和R2设定为阈值。阈值R1，R2可预先在产品出厂以前储存，也可以 在训练开始前由医生或训练指导设定。

比较器162将每搏输出量的变化量SV’与阈值R1，R2比较，产生 评估指标X。在该例中，分别以SV＜R1、R1≤SV＜R2和R2≤SV产生评 估指标X1、X2和X3。评估指标X1～X3的含义决定于如何使用心功能 诊断装置。例如，在运动训练中采用该装置时，评估指标X1～X3为 维持合适运动强度的尺度。而该装置用于在心脏病人恢复期间监视心 功能时，评估指标X1～X3为衡量恢复程度。

显示器由上述说明的LCD210等构成，用于显示每搏输出量SV、 评估指标X或与评估指标X相关的信息。这种显示可采用表情图、字 母、符号或类似方法，可使被检者了解心功能评估结果。

例如，当在跑步过程中采用心功能诊断装置时，通过由训练指导 设定阈值R1、R2，告知被检者保持合适的每搏输出量SV。此时，可 将评估指标X1以“提高速度”，评估指标X2以“保持速度”，评估 指标X3以“降低速度”形式显示在显示器417上。

另外，自身训练方法也称为集中式自身放松法，公知为它可消除 紧张状态，有助于健康和体力恢复，其目标是使被检者处于精神放松 状态。但是，为了放松，被检者也可能过于关注放松的目的而导致陷 入更紧张的状态。

在上述情况下，被检者如果能了解他的精神状态，则能取得较好 的训练效果。此时，每搏输出量的变化率SV’可作为放松程度指示器。 即，如果每搏输出量的变化率SV’变小，则精神状态接近于更稳定和 放松状态。

可将阈值R1，R2设定为能够判定放松程度。例如，在医生指导下 的自身训练法中，医生通过设定阈值R1，R2来告知被检者自己的精 神状态。此时，在评估指标为X1时提供的信息为“很放松”；在评 估指标为X2时，信息为“保持状态”；在评估指标为X3时，信息为 “放松心情，想象舒畅的感觉”。

4-3-3：第九实施例

下面介绍第九实施例的心功能诊断装置43。图103为第九实施例 的心功能诊断装置43的方框图。在第八实施例中，第九实施例的装 置采用加速度传感器130’和波形处理器140检测体动成分MHt。但是 第九实施例与第八实施例的不同在于，采用小波变换进行体动成分的 去除和进行心率以及射血期的检测。即，第九实施例的装置相当于参 照图90说明的第二实施例。与图90相同的构成部件采用相同的符号 表示。

在该例中，体动成分去除器411从根据脉搏波形MH求得的脉波校 正数据MKD’中减去根据体动波形TH求得的体动校正数据TKD’，产生 体动成分被去除的脉波数据MKD"。根据体动成分被去除的脉波数据 MKD″计算每搏输出量SV等。

这样，如在第八实施例中一样，在去除了体动成分的影响之后， 采用小波变换来计算收缩期面积S。以这种方式计算每搏输出量SV 可得到精确值。此时可提供准确的心功能评估。

4-3-4；第十实施例

在第九实施例中，采用小波变换来进行频率分析。出于该目的， 第九实施例采用第一小波变换器420、第一频率校正器421、第二小 波变换器422和第二频率校正器423。相反，第十实施例与第九实施 例的区别在于省去了第二小波变换器422和第二频率校正器423。 即，第十实施例相当于上面描述的第三实施例(见图93)。

图104为第十实施例的心功能诊断装置43的方框图。在该图中， 当体动成分去除器411产生体动成分被去除的脉搏波形MH’时，第一 小变换器420对该脉搏波形MH’进行小波变换。第一频率校正器421 对第一小波变换器420的输出进行频率校正，产生体动成分被去除的 脉波数据MKD″。

这样，如在第三实施例中一样，即使在第十实施例中省去了第二 小波变换器422和第二频率校正器423，仍可以计算每搏输出量SV 和每搏输出量的变化率SV’。因此可采用简单的构成即可对心功能状 态进行诊断。

4-2-5：第十一实施例

在第八至第十实施例中，采用加速度传感器130来检测体动波形 TH。将脉搏波形MH和体动波形TH进行比较，消除包含在脉搏波形MH 的频率成分中的体动成分。然后计算心率HR和射血期ED，根据这些 值对心功能状态进行诊断。但是，由于需要加速度传感器130和波形 处理器410，因此结构变得复杂。第十一实施例针对于上述问题，以 简单的构成提供即使存在体动仍可正确诊断心功能状态的心功能诊 断装置。换言之，第十一实施例对应于上述的第四实施例。

图105为第十一实施例的心功能诊断装置43的方框图。该心功能 诊断装置43与如图103所示第九实施例的心功能诊断装置43相同， 只是体动成分去除器411的内部结构不同，并且省去了加速度传感器 130’、判定器411’、波形处理器410、第二小波变换器422和第二频 率校正器423。

该例中的体动成分去除器411的构成与第四实施例中的体动成分 去除器411相同。换言之，第十一实施例中的体动成分去除器411基 于这样一种事实，即体动波形TH的频率成分位于低于脉搏波形MH基 波频率的频率区域中，从而能够从脉波校正数据MKD’中去除体动成 分，并产生体动成分被去除的脉波数据MKD"。

因此，可省去第八至第十实施例中需要的加速度传感器130和波 形处理器410，同时即使体动存在也能准确诊断心功能状态。

4-3-6：第十二实施例

第十二实施例涉及对第八实施例中说明的每搏输出量计算器414 的变型，而其它结构与第八实施例相同。第十二实施例的每搏输出量 计算器414具有以下几方面。

4-3-6-1：第一方面

在第十二实施例的第一方面中，计算在射血期ED内体动成分被去 除的脉搏波形MH’的峰值P1～P4的血压值以及该时刻产生的每搏输出 量SV。例如，如果体动成分被去除的脉搏波形MH’如图6所示，并以 P0至P4的时间间隔代表射血期ED，则可从下式中计算出每搏输出量 SV：

SV＝KSV*S

    ＝KSV*f1(t1，t2，t3，t4，y1，y2，y3，y4)

    ＝KSV*{t1*y1+(t2-t1)*(y1+y2)+(t3-t2)(y2+y3)+(t4-t3) (y3+y4)}/2

在该例中，采用线性逼近计算收缩期面积S，并根据该计算结果 计算每搏输出量SV。

因此，与射血期内对所有采样叠加体动成分被去除的脉搏波形MH’ 来计算面积S的方法相比，该方法减少了计算量。第十二实施例的第 一方面在这上点上与第五实施例的第一方面等同(见4-2-6-1部 分)。

4-3-6-2：第二方面

在第十二实施例的第二方面中，根据收缩压Pmax、舒张压Pmin 和射血期ED来计算每搏输出量SV。

首先针对构成第十二实施例的第二方面中的脉搏波形MH与射血 期ED之间的关系进行说明。在医学上已针对这一主题进行了各种研 究。“Disparities Between Aortic and Peripheral Pulse Pressures Induced by Upright Exercise and Vasomotor Change in Man， Circulation，VOL.XXVII，June 1968”中公开了心脏病人的桡动 脉波形与运动强度之间的关系，如图106A-106D所示。在该图中， 当运动强度增加时，桡动脉脉搏波形按106A→106B→106C→106D的 顺序变化。从图中可看出，运动强度增加时，收缩压Pmax逐渐增加， 射血期ED变短。相反，当运动强度增加时，舒张压Pmin几乎没有什 么变化。换言之，脉搏波的形状随上述变化而动态变化，每搏输出量 SV也随之变化。

图106A～106D所示的桡动脉脉搏波的形状以一定的模式表示在 图107A～107C中。图107A为一个处于安静状态下的人的典型脉搏波 形MH。这种波形形状称为“平脉”，特征在于潮波清晰可见。这种潮 波产生决定于心脏将血送入主动脉时主动脉的弹性扩张与外周血管 的反射波之间的关系。

具有平脉的人进行运动时，脉搏波的形状从如图107A那样变化至 图107B所示，继而变化至图107C所示。即，当运动强度增加时，潮 波的清晰度逐渐失去，直到变为所谓“滑脉”形状。换言之，脉搏波 的形状随运动强度的变化而变化，从而使收缩期面积S变化。

从图107A～107C中可看出，当脉搏波的形状随运动强度的增加而 变化时，射血期ED以ED1→ED2→ED3顺序减少。这是因为当运动强 度增加时，从主动脉瓣打开至它关闭的时间间隔逐渐变短。此时主波 和外周反射的波变得更靠近，潮波消失。因此，射血期ED与心脏的 收缩与舒张密切相关，可看作为确定脉搏波形的指标。

射血期ED可看作是确定脉搏波形状的基准，而收缩压Pmax与舒 张压Pmin之间的差值也可看作是代表图107A～107D所示脉搏波形 MH1～MH3的大小的指标。如图36所示，收缩期面积S可表示成相应 于交流成分的面积S1(后面称为“交流面积”)与相应于直流成分的 面积S2(后面称之为“直流面积”)之和。此时，直流面积S2为 Pmin*ED，而交流面积S1由Pmax-Pmin和ED决定。

这样，在第十二实施例的第二方面中，根据收缩压Pmax、舒张压 Pmin和射血期ED可计算出收缩期面积S。根据该计算结果可确定每 搏输出量SV。

图108为第二方面的每搏输出量检测器414的方框图。4141为从 收缩压Pmax中抽取舒张压Pmin的抽取器。此时，收缩压Pmax为体 动成分被去除的脉搏波形的峰值P1的血压数据，而舒张压Pmin为体 动成分被去除的脉搏波形的峰值P0的血压数据。4142为收缩期面积 表，其中交流面积S1相应于射血期ED和Pmax-Pmin储存在表中。该 收缩期面积表4142由多个对应于Pmax-Pmin的表TB1，TB2，…TBn 构成。交流面积S1(见图86)相应于射血期ED储存在表TB1，TB2，… TBn中。这些表中的内容是根据实测数据产生的。

4143为使射血期ED与舒张压Pmin相乘，输出直流面积S2的乘 法器。4144为将交流面积S1与直流面积S2相加，产生收缩期面积S 的加法器。4145是将系数Ksv与收缩期面积S相乘，计算每搏输出量 SV的乘法器。

在上述设计中，当将射血期ED和Pmax-Pmin提供给收缩期面积 表4141时，确定一个与Pmax-Pmin相对应的表TB。当依次读出相对 应射血期ED的交流面积S1时，加法器4144对交流面积S1和直流面 积S2进行相加计算，并根据计算结果产生每搏输出量SV。

这样，在第十二实施例的第二方面中，根据收缩压Pmax、舒张压 Pmin和射血期ED求得每搏输出量SV。因此，可以在短时间内采用简 单的构成计算每搏输出量SV。

如上所述，可对应于Pmax-Pmin的值提供多个表TB1，TB2，…TBn。 但是也可以只提供一个有代表性的表，然后修正采用Pmax-Pmin求得 的交流面积S1，并将其作为收缩期面积表142输出。

4-3-6-3：第三方面

下面介绍第十二实施例第三方面的每搏输出量检测器414。图109 为第三方面的每搏输出量检测器414的方框图。除了提供血压存储器 146之外，该装置与图108所示第二方面的每搏输出量检测器414等同。 对应于心率HR的收缩压Pmax和舒张压Pmin预先储存在血压存储器 4146中。当将数据储存在血压存储器4146中时，心功能诊断装置43 设定为准备模式，被检者进行可使心率HR变化的适当运动。被检者 的心率HR相应于运动而变化，而收缩压Pmax和舒张压Pmin随心率 HR而变化。血压存储器4146储存相应于心率HR时刻求得的收缩压 Pmax和舒张压Pmin。

反之，当在测量每搏输出量SV的模式下将测得的心率HR提供给 血压存储器4146时，可输出收缩压Pmax和舒张压Pmin。

因此，在该例中，可通过将心率HR提供给每搏输出量检测器414 来确定收缩压Pmax和舒张压Pmin。然后可根据这些值和在第二方面 中以相同方式求得的射血期ED计算出每搏输出量SV。

4-3-6-4：第四方面

在第十二实施例的第三方面中，心率HR和射血期ED可对应于心 率HR和收缩压Pmax、舒张压Pmin作为每搏输出量检测器414的输 入。这意味着每搏输出量SV可表示为以心率HR和射血期ED为变量 的函数。第十二实施例的第四方面着眼于该点，其目的是采用简单的 结构来计算每搏输出量SV。

第四方面的每搏输出量检测器414与图97所示相同。此时，当将 射血期ED和心率HR提供给每搏输出量检测器414时，每搏输出量检 测器414确定一个与心率HR相应的表TB。当从该表TB中读出相应于 射血期ED的收缩期面积S时，乘法器4141计算出每搏输出量SV。

由于可以第四方面所述的方式仅从射血期ED和心率HR中就可计 算出每搏输出量SV，因此可采用简单的结构，在短时间内求得每搏输 出量。而且如果将与射血期ED相应的每搏输出量SV储存在表TB1， TB2，…TBn中，则乘法器4141也可省去。此时，可以S*Ksv代替收 缩期面积S储存在表TB1，TB2，…TBn中。

4-3-7：第十三实施例

第八至第十二实施例中的心功能诊断装置43采用的是收缩期面 积方法，将给定的系数Ksv与射血期ED中的脉搏波形的面积S相乘 来计算每搏输出量SV。系数Ksv因不同的被检者而不同。这样，希望 对采用收缩期面积法求得的每搏输出量SV进行校正。

因此，在第十三实施例中，在如图102、103、104和105所示的 第八至第十二实施例中说明的变化率计算器415’和每搏输出量计算 器414之间设置在第六实施例中说明的每搏输出量校正器424。每搏 输出量校正器424对每搏输出量SV进行校正(见图99)。

即，每搏输出量校正器424以与第六实施例相同的方式产生校正 后的每搏输出量SVh。

这样在该实施例中，校正系数KH在校正模式中计算出，并在计算 校正后的每搏输出量SVh的常规测量模式中采用校正系数KH。

4-3-8：第十四实施例

在十四实施例中，作为参考来评估指标X的阈值对应于不同的体 表面积而变化。除了评估器416的结结构以外，第十四实施例的构成 与第八室第十三实施例的构成相同。换言之，第十四实施例对应于第 七实施例。

图110为第十四实施例中评估器416’的方框图。评估器416’与如 图100所示第七实施例的评估器416的区别在于比较器162中的输入 为每搏输出量的变化率SV’，而不是心输出量CO。

在该评估器416’中，体表面积计算器4160根据体重W(千克)和 身高H(厘米)计算体表面积TS。当将体表面积TS提供给阈值表161 时，从许多表中选中一个与所提供的体表面积TS对应的表。所选中 的表中对应于心率HR储存有阈值R1，R2。另一方面，由于心率HR 在测量过程中被输入到表161中，因此可求得对应于测量时刻的心率 HR的阈值R1，R2。接下来，比较器4162比较阈值R1，R2与每搏输 出量变化率SV’，产生评估指标X。

因此，采用该实施例中的心功能诊断装置43，阈值R1，R2可随 被检者的体型和心率HR的动态变化而自动变化。这样，可在日常活 动中连续评估心功能。

4-4：变型例

本发明当然并不限于上述实施例，例如也可以有下面变型。

4-4-1：省去频率校正器

在上述第二至第四实施例以及第九至第十一实施例中，采用第一 频率校正器421或第二频率校正器来比较不同频率区域的能量。然后 将校正结果与阈值相比以判定最大峰值Pmax等。也可以选择阈值本 身进行频率校正，从而可省去频率校正器。

4-4-2：滤波器组的应用

在上述第二至第四实施例以及第九至第十一实施例中采用了小波 变换。也可以采用滤波器组来进行小波变换。例如，采用第一章说明 的如图30所示的滤波器组。

4-4-3：体动成分去除器411的变型

在第一和第八实施例中的体动成分去除器411可用来进行第四实 施例中说明的小波变换。此时，可对体动成分被去除的子波进行第一 章式2表示的逆小波变换而合成波形。这样可根据合成脉搏波形计算 心率HR和射血期ED。可采用逆滤波器组构成逆子波。这样可采用图 31所示的滤波器组来构成逆小波变换器。

4-4-4：告知装置的变型

在上述实施例中，以显示器417作为例子来说明告知装置。但是 当然也可以在此采用第一章第1-8-6段“告知装置的其它例”中说 明的变型。

4-4-5：使用形态的变型例

在上述实施例中，心功能论断装置采用的是手表构形，但本发明 并不限于此。例如，该装置也可采用第一章中描述的眼镜式(见图 34)、项链式(见图35)、卡片式(见图36)或计步器式(见图37)。

4-4-6：脉波检测装置的变型

在上述实施例中，以脉波检测传感器单元130作为脉波检测装置 f1的一个例子。但本发明并不限于此，只要是可检测脉搏即可。

例如，可采用第一章第1-8-7-1段“检测方法”中说明的压力 传感器或光传输方法来检测脉波。

4-4-7：计算心率HR的方法

可采用上述第一和第八实施例中的FFT来确定心率HR。此时，测 量基波频率f，然后计算f*60来计算出心率HR。

4-4-8：个人数据库的应用

在上述实施例中也可以采用个人数据库来储存与心率HR相关的 心输出量CO和每搏输出量SV。此时，如果将心输出量CO和每搏输出 量SV自动储存在个人数据库中，而在操作按键时将过去的心输出量 CO和每搏输出量SV显示在显示器417上，则被检者可了解整个时间 内这些值的变化趋势。例如，当跑步或进行其它类似训练时，被检者 可了解该训练的效果。另外，对于正在恢复的心脏病人来说，通过检 查这一趋势可了解病人心功能恢复的程度。

4-4-9：省去加速度传感器130’和体动成分去除器411

被检者在安静状态时采用该装置来计算心输出量CO和每搏输出 量SV时，可省去上述实施例中的检测体动波形的加速度传感器130’ (体动检测装置)和通过将体动成分从脉波波形MH中去除而产生体 动成分被去除的脉搏波形MH’的体动成分去除器411，因为此时体动不 存在。此时当采用第五实施例中的每搏输出量计算器414时，可减少 计算步骤。这样可减少处理时间并减少能量消耗。

4-4-10：计算校正系数TH的其它例

在第六和第十三实施例中，根据预先测定的参考每搏输出量SVr 和由每搏输出量计算器414计算出的每搏输出量SV来计算校正系数 KH，然后将校正系数KH在校正系数存储器241中。但也可以对应于 心率HR将校正系数TH储存在校正系数存储器241中。此时，在常规 的测量模式中读出对应于心率HR的校正系数TH可正精确地计算出心 输出量CO。

另外，不仅为每搏输出量SV计算校正系数KH，还可以对应于心 率HR为心输出量CO计算出校正系数KH。此时，在外围设备中预先测 定参考心输出量CO’，并由心输出量计算器415计算出心输出量CO， 并提供给校正系数计算器4240。由校正系数计算器4240产生的校正 系数KH对应于心率HR储存在校正系数存储器4241中。在常规的测 量模式中，乘法器4242将心输出量CO与根据当前心率HR从校正系 数存储器4241中读出的校正系数KH相乘，这样提供校正后的心输出 量CO。