FI120619B - Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi - Google Patents
Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi Download PDFInfo
- Publication number
- FI120619B FI120619B FI20065734A FI20065734A FI120619B FI 120619 B FI120619 B FI 120619B FI 20065734 A FI20065734 A FI 20065734A FI 20065734 A FI20065734 A FI 20065734A FI 120619 B FI120619 B FI 120619B
- Authority
- FI
- Finland
- Prior art keywords
- heart rate
- respiratory
- wrist
- signal
- processing unit
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 37
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 title claims description 7
- 210000000707 wrist Anatomy 0.000 claims description 63
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 claims description 40
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 32
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 claims description 32
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 claims description 25
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 23
- 238000012549 training Methods 0.000 claims description 21
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 15
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims description 15
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 claims description 13
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 12
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 6
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 claims description 3
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 claims description 3
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 3
- 230000036284 oxygen consumption Effects 0.000 claims description 3
- 230000036314 physical performance Effects 0.000 claims description 3
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 12
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 5
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 5
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 4
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 3
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 3
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 210000003414 extremity Anatomy 0.000 description 3
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 3
- 230000003938 response to stress Effects 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- UCTWMZQNUQWSLP-UHFFFAOYSA-N adrenaline Chemical compound CNCC(O)C1=CC=C(O)C(O)=C1 UCTWMZQNUQWSLP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 2
- 230000001186 cumulative effect Effects 0.000 description 2
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 2
- 238000009532 heart rate measurement Methods 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 2
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 2
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 2
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 1
- 238000003556 assay Methods 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 1
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 210000000613 ear canal Anatomy 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 1
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 1
- 230000013632 homeostatic process Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000003387 muscular Effects 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000001151 other effect Effects 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 238000009531 respiratory rate measurement Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000009182 swimming Effects 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02438—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate with portable devices, e.g. worn by the patient
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0535—Impedance plethysmography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/0809—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs by impedance pneumography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/0816—Measuring devices for examining respiratory frequency
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/22—Ergometry; Measuring muscular strength or the force of a muscular blow
- A61B5/221—Ergometry, e.g. by using bicycle type apparatus
- A61B5/222—Ergometry, e.g. by using bicycle type apparatus combined with detection or measurement of physiological parameters, e.g. heart rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
- A61B5/681—Wristwatch-type devices
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Physical Education & Sports Medicine (AREA)
- Hematology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi
Keksintö liittyy menetelmiin ja laitteisiin, joilla seurataan henkilöiden liikuntasuoritusta suorituksen aikana. Erityisesti keksintö liittyy ranteessa kannettaviin laitteisiin.
5
Pitkäaikaisena tavoitteena sykemittarialalla on ollut suoraan ranteesta tapahtuva sykkeen luotettava mittaus. Sykkeen havaitsemiseksi on kehitetty monia menetelmiä, joista tärkeimpinä voidaan mainita EMFI-kalvon (Electromechanical Film) käyttöön perustuva kapasitiivinen sykkeen ’’kuuntelu”, sykkeen aiheuttaman veren impedanssin tai induktanssin (bioimpedans-10 si/bioinduktanssi) muutosten tarkkaileminen ja mekaaninen sykkeen tunnistaminen. Myös sykkeen kaikuluotaamista ultraäänen avulla ja infrapuna-alueen valon heijastumista, sirontaa tai absorptiota voidaan käyttää sykkeen havaitsemiseksi. Lisäksi on kokeiltu akustista sykkeen kuuntelua.
15 Tunnetuissa menetelmissä ja laitteissa ongelmana on signaalin huono laatuja siten syketi-heystiedon luotettavuus. Sykeanturit sijaitsevat tyypillisesti laitteen rannekkeessa, koska ranteen volaaripuolella (palmaaripuolella) sekä sähköinen että mekaaninen sykesignaali on voimakkaimmillaan verisuonten läheisyyden ansiosta. Nämäkin signaalit ovat kuitenkin huomattavasti vaikeampi poimia kuin esimerkiksi rintakehältä kahden ihoelektrodin avulla toteutetun 20 sydämen QRS-kompeksin sähköisen mittauksen tapauksessa. Tiettävästi markkinoilla ei ole laitteita, jotka kykenevät sykkeen mittaamiseen onnistuneesti etenkään ranteen dorsaalipuolel-ta, eli siltä puolelta, jolla rannelaitteiden keskusyksiköltä tyypillisesti kannetaan.
Käden volaaripuolelta mittaamista hyödyntäviä laitteita on kuvattu mm. WO-julkaisussa 25 00/28892, US-julkaisussa 2006/0047208 ja julkaisussa Design and evaluation of a handheld impedance plethysmograph for measuring heart rate variability, Medical & Biological Engineering & Computing 2005, Vol. 43. Ranteen dorsaalipuolinen syke-elektrodipari on mainittu US-julkaisussa 2006/0122521.
30 Tunnetaan myös menetelmiä (esim. EP 0575984, US 6982930), jossa mittaus tapahtuu vain puolittain kädestä, jolloin signaalia mitataan vähintään kahden raajan välillä. Rannelaitesovel-luksessa käyttäjältä vaaditaan kosketus rannelaitteen elektrodiin tai elektrodeihin myös toisella kädellä, mikä ei ole suorituksen aikana miellyttävää tai välttämättä edes mahdollista.
2
Alan resurssit onkin jatkuvasti suunnattu yhä herkempien ranneanturointien kehittämiseen, jotta yleisesti käytetyistä rintakehän ympäri asetettavista sykevöistä ja vastaavista voitaisiin luopua suorituksen aikaisessa sykemonitoroinnissa. Toistaiseksi sykevyöt ovat kuitenkin luotettavuudessaan ylivoimaisia. Sykkeen luotettavaa mittaamista pidetään yleisesti niin olennai-5 sena toimintona, että pelkästään rannemittausta hyödyntäviä kuluttajalaitteita ei ole vielä markkinoilla.
Vaikka rannemittaustekniikka onkin kehittynyt, voi olla, että sykettä ei vielä lähitulevaisuudessa tulla voimaan mittaamaan pelkästään ranteesta luotettavasti, ranteen dorsaalipuolelta ei 10 välttämättä koskaan, ainakaan suorituksen aikana mukana kannettavilla itsenäisillä rannetie-tokoneilla tai muilla vastaavilla rannelaitteilla.
Keksinnön tarkoituksena on saada aikaan harjoitusvaikutuksen arviointiin soveltuva rannelai-te, joka hyödyntää ranteesta tapahtuvaa hemodynaamisen signaalin mittausta uudella ja luo-15 tettavalla tavalla.
Keksinnön tarkoituksena on saada aikaan myös uusi menetelmä harjoitusvaikutuksen arviointiin.
20 Keksintö perustuu siihen havaintoon, että myös sellaisesta hemodynaamisesta signaalista, josta syketiheys ei ole määritettävissä, voidaan yleensä tunnistaa hengitystiheys tai muita hengitykseen liittyviä parametreja. Hengitystiheys puolestaan soveltuu suoraan esimerkiksi suorituksen aikaisen energiankulutuksen laskentaan. Tieto energiankulutuksesta on taas suurelle käyttäjäjoukolle riittävä ja itse asiassa jopa sykkeen absoluuttiarvoa kiinnostavampi tieto. 25 Niinpä keksinnön avulla saadaan aikaan luotettava menetelmä suorituksen harjoitusvaikutuksen arvioimiseksi ja edullisesti ja luotettavasti valmistettavissa oleva laite tähän tarkoitukseen.
Keksinnön mukaisessa menetelmässä henkilön fyysistä suoritusta havainnoidaan suorituksen aikana siten, että kerätään hemodynaamista signaalia ranteessa sijaitsevalla anturilla ja välite-30 tään hemodynaaminen signaali tiedonkäsittely-yksikköön, jossa signaalista johdetaan ainakin yksi hengitystä kuvaava fysiologisen parametri. Tämän perusteella lasketaan edelleen ainakin yksi henkilöstä ja suorituksesta riippuva harjoitusvaikutusparametri.
3
Keksinnön mukainen ranteessa kannettava laite käsittää keskusyksikön, jossa on näyttötaulu ja anturivälineet hemodynaamisen signaalin keräämiseksi ranteesta. Lisäksi laitteessa on antu-rivälineisiin toiminnallisesti yhdistetty tiedonkäsittely-yksikkö, joka on sovitettu johtamaan ainakin yksi hengitystä kuvaava fysiologinen parametri hemodynaamisesta signaalista ja edel-5 leen tämän perusteella laskemaan ainakin yksi henkilöstä ja suorituksesta riippuva harjoitus-vaikutusparametri.
Täsmällisemmin sanottuna keksinnön mukaiselle menetelmälle on tunnusomaista se, mitä on sanottu patenttivaatimuksen 1 tunnusmerkki osassa. Keksinnön mukaiselle laitteelle on puo-10 lestaan tunnusomaista se, mitä on sanottu patenttivaatimuksen 16 tunnusmerkki osassa.
Olemme yllättäen havainneet, että rannelaitteeseen, jopa rannelaitteen takapaneeliin asennettua anturointia, etenkin sähköisiä elektrodeja tai elektreettikalvoa (kuten EMFi-kalvoa), voidaan käyttää hengitystiheyden ja edelleen energiankulutuksen määrittämiseen riittävän sig-15 naalin keräämiseen.
Signaalin heikkous ja huono laatu on osoittautunut ongelmaksi erityisesti ranteesta tapahtuvassa sykkeen havainnoinnissa, eikä hyvää tapaa signaalin parantamiseksi ole vielä kehitetty. Rintakehältä sykettä tunnistettaessa mitataan yleensä sähköisesti sydämen QRS-kompleksia, 20 koska tämä on osoittautunut luotettavuudessaan ylivoimaiseksi tavaksi. Selkeän QRS- kompleksin mittaaminen raajasta liikuntasuorituksen aikana ei kuitenkaan onnistu. Esillä olevan keksinnön mukaisesti, luopumalla syketiheyden tunnistamisen tarpeesta ja tunnistamalla hengitystiheyttä, saadaan kuitenkin huonompilaatuisestakin signaalista esille se, mikä loppukäyttäjää usein eniten kiinnostaa, eli haqoitusvaikutus. Niinpä keksinnön toteuttamisek-25 si ei ole välttämätöntä, että signaalista tunnistetaan (tai edes kyetään tunnistamaan) syketihe-ys. Tietyissä sovellutusmuodoissa kuitenkin edullista, jos ainakin osa sykkeistä tunnistetaan, kuten myöhemmin tarkemmin selostetaan.
Keksinnön parhaana pidetyn sovellutusmuodon mukaan hemodynaaminen signaali kerätään 30 ranteen dorsaalipuolelta. Vastaavassa laitteessa on näyttötaululle vastakkainen takapaneeli, jossa anturivälineet sijaitsevat. Vaikka signaalin voimakkuus on suurten verisuonten kaukaisemman aseman takia selvästi heikompi dorsaalipuolella kuin volaaripuolella, olemme havainneet dorsaalisen mittauksen kuitenkin esillä olevassa käyttötarkoituksessa, eli harjoitus-vaikutuksen arvioinnissa hengityksen perusteella, riittävä.
4
Yleisimmillään keksintö ei rajoitu mihinkään tiettyyn hemodynaamisen signaalin havainnoin-timenetelmään. Periaatteessa mikä tahansa ei-invasiivinen menetelmä, joka on herkkä hengityksen aiheuttamille jaksollisille muutoksille verisuonissa, soveltuu käytettäväksi keksinnön 5 yhteydessä. Käyttämällä joitakin tiettyjä menetelmiä voidaan kuitenkin saavuttaa erityisiä etuja esimerkiksi laitteen kokoonpanoon, hintaan tai virrankulutukseen liittyen, tai sen suhteen, missä urheilulajivalikoimassa laitetta voidaan käyttää. Esimerkiksi uinnissa ja juoksussa ei hemodynaamista signaalia välttämättä voi havainnoida luotettavasti samalla menetelmällä. Erityisen edullisesti keksinnön piiriin soveltuvat sellaiset mittausmenetelmät, jotka ovat ran-10 teestä mitattaessa herkempiä signaalin hengityskomponentille kuin sykekomponentille.
Keksinnön avulla saavutetaan yleisesti huomattavia laitevalmistukseen liittyviä etuja. Sen avulla nimittäin vältetään sykepantojen tai vastaavien etäanturointien käyttö harjoitusvaikutuksen arvioimisessa. Erityisesti sijoittamalla anturit laitteen takapaneeliin, käden dorsaali-15 puolta vasten, vältetään rannekkeeseen asennettavat anturit ja siten rannelaitteen keskusyksikön ja rannekkeen väliset kontaktinvalmistusongelmat. Joustavien ja kestävien sähköisten kontaktien tekeminen rannekkeen ja laitteen keskusyksikön välillä on tunnetusti hankalaa ja kallista.
20 Keksintö on myös loppukäyttäjän kannalta edullinen, sillä käyttäjä tarvitsee vain yhden laitteen suorituksen harjoitusvaikutuksen arvioimiseksi. Alalla on ollut jo useita vuosia tarve tällaisille uusille sovelluksille, koska sen avulla arvioitavaan suoritukseen lähteminen on käyttäjälle mahdollisimman helppoa, mikä edelleen kannustaa käyttäjää kunnon kohentamiseen ja suoritusten analysoimiseen.
25
Ranteen dorsaalipuolella tarkoitamme suurten ranneluiden määräämän tason kämmenselän puolella sijaitsevaa pintaa.
Seuraavassa keksinnön eri sovellutusmuotoja selostetaan tarkemmin viitaten oheisiin piirus-30 tuksiin, joissa kuvio 1 esittää vuokaaviona keksinnölle tyypilliset menetelmävaiheet, kuvio 2 esittää kaavamaisena poikkileikkauksena ranteessa kannettavan haqoitusmonitorin, kuvio 3 esittää periaatekuvana verisolujen käyttäytymisen sykkeen aikana, ja 5 kuvio 4 esittää periaatekuvana hengityksen sykesignaalin amplitudia moduloivan vaikutuksen.
Jokainen sydämen syke aiheuttaa verisuonissa virtauksen ja edelleen suonen suuntaisesti liik-5 kuvan pienen pullistuman, jota havainnollistetaan kuviossa 3 viitenumerolla 32. Pletysmogra-fisten mittausten perusteella tiedetään, että verisuonet laajenevat ajallisesti paitsi sydämen sykkeen vaikutuksesta, myös hengityksen tahdissa. Niinpä hengitys muuttaa verisuonijärjestelmän painetta syklisesti. Tämä johtuu siitä, että sisäänhengitettäessä ja siten rintakehän lihasten laajetessa raajojen verisuoniston paine laskee, ja uloshengitettäessä päinvaistoin. Hen-10 gityksen aiheuttama ’’imu” saa siten aikaan paineen muutoksen, joka välittyy hyvin nesteessä, eli tässä tapauksessa veressä. Terveen ihmisen syketiheys on moninkertaisesti hengitystiheyt-tä suurempi. Niinpä hengitys näkyy veren virtauksessa pienempitaajuisena modulaationa, eli sykepulssien syklisenä korkeuden muutoksena. Tätä havainnollistetaan kuviossa 4. Keksinnön mukaisesti ranteesta kerätystä hemodynaamisesta signaalista tunnistetaan tämä modulaa-15 tio, jonka olemme todenneet olevan luotettavammin poimittavissa hyvin kohinaisesta signaa lista.
Verisolujen 36 (pääasiassa punasolujen) ei-pallomaisuudesta johtuen, verisolujen järjestäytymisaste pullistumassa 32 muuttuu sykkeen aikana. Järjestäytymisasteen muutos näkyy ve-20 risuonten, ja siten koko kudoksen sähkönjohtavuuden (impedanssin) muutoksena. Tätä ominaisuutta voidaan hyödyntää eräissä sovellutusmuodoissa, kuten myöhemmin tarkemmin selostetaan. Artikkelissa ”Detection of Pulse and Respiratory Signals from the Wrist Using Dry Electrodes, Biomedical Instrumentation and Technology”, Farag et al, July/August 1994, on kuvattu yksi esimerkinomainen ranteen volaaripuolista mittausta hyödyntävä mittausjärjeste-25 ly.
Kuviossa 1 signaalinkeruuta on merkitty viitenumerolla 10. Signaali siirretään tiedonkäsittely-yksikköön (prosessointiyksikköön) vaiheessa 12. Tiedonkäsittely-yksikössä signaalista tunnistetaan hengitystiheys vaiheessa 14. Eräitä mahdollisia menetelmiä tämän aikaansaamiseksi 30 on kuvattu alla.
Edullisen suoritusmuodon mukaan mitattua signaalia alipäästösuodatetaan siten, että suodatetun signaalin jaksollisuuden, eli tyypillisesti maksimien (tai minimien) aikatiedon perusteella voidaan laskea hengitystaajuus. Tässä suoritusmuodossa yksittäisten sykkeisen tunnistaminen 6 tai havainnointi ei siis ole lainkaan välttämätöntä, eikä sitä siten tyypillisesti hengitystiheyden mittaamiseksi tehdä.
Aikatasossa tapahtuvan hengitystaajuuden määrittämisen sijaan voidaan käyttää myös taa-5 juustasossa tapahtuvaa määritystä. Tällöin kerätty hemodynaaminen signaali muunnetaan taajuustasoon diskreetin fouriermuunnoksen (DFT) avulla ja louhitaan muunnetusta signaalista hengityskomponentti. Signaalinkäsittelyssä voidaan yleisesti käyttää mm. tunnettuja koordinaattimuunnos-, suodatus- ja/tai pulssintunnistustekniikoita.
10 Yleisesti sanottuna hengitysmodulaation taajuus tunnistetaan hemodynaamisesta signaalista edullisimmin sykemodulaatiosta riippumattomalla tavalla. Niinpä myös tai ainoastaan syke-pulssien välisistä signaalijaksoista (sykevälijaksoista) kerättyä signaalia käytetään hengitystiheyden selvittämiseksi. Yllä kuvatut suoritusmuodot lukeutuvat tähän kategoriaan.
15 On huomattava, että vaikka keksintö ei edellytä syketiheyden tai edes yksittäisten sykkeiden tunnistamista signaalista, voidaan niitäkin seurata tai ainakin yrittää seurata vaihtoehtoisten tai erityisen edullisten sovellutusmuotojen aikaansaamiseksi. Erityisesti tulevaisuudessa, mikäli mittausmenetelmien herkkyyttä onnistutaan parantamaan, yksittäisten sykkeiden tai syketaajuuden määrittäminen ranteen dorsaalipuolelta voi olla mahdollista luotettavasti. Joitakin täl-20 löin mahdollistuvia sovellutusmuotoja kuvataan alla.
Yhden suoritusmuodon mukaan hengitystiheyden määrittämiseksi tunnistetaan yksittäisiä sykkeitä ja edelleen näiden signaaliin aiheuttamia korkeusvaihteluita. Korkeusvaihteluiden syklistä johdetaan edelleen hengitysmodulaation taajuus. Etuna tunnettuihin ratkaisuihin näh-25 den on, että vaikka yksittäisiä sykkeitä jäisi tunnistamatta, voidaan harvempitaajuisen hengitysmodulaation taajuus silti laskea mittaus tuloksista. On kuitenkin edullista, jos sykepulsseja tunnistetaan onnistuneesti keskimäärin taajuudella, joka on kaksinkertainen hengitystiheyteen nähden. Tämä taajuus voi olla kuitenkin huomattavasti syketaajuutta matalampi, ainakin puolet siitä ja jopa matalampi. Tyypillisillä hengitys- ja syketaajuuksilla hengitystaajuus voidaan 30 siis määrittää, vaikka keskimäärin joka toinen syke jäisi tunnistamatta. Yhden sovellutusmuo-don mukaan hemodynaamisesta signaalista johdetaan hengitystä kuvaava parametri vaikka signaalin laatu olisi riittämätön luotettavaan syketiheyden tunnistamiseen.
7
Yhden sovellutusmuodon mukaan hengitystaajuus määritetään ainakin osittain sykesignaalin sisältämän syketiedon ajallisen vaihtelun (eli niin sanotun sykevälikohinan) jaksollisuuden perusteella). Sykevälikohinan jakso voidaan laskea taajuusmuunnoksen kautta tai edullisesti suoraan aikatasossa. Aikatasossa jaksollisuus määritetään edullisesti sykesignaalin perusteella 5 tehtyjen aikaleimojen avulla. Tyypillisesti tällöin muodostetaan aikaleimoista peräkkäisiä aikapisteitä käsittävä sarja, määritetään sarjan jakso, ja määritetään hengitystiheys sarjan jakson perusteella. Sarjan jakso voidaan edelleen määrittää laskemalla sarjan toinen derivaatta ja etsimällä tämän nollakohtia. Aikatasossa suoritetun määrityksen etuna taajuusmuunnoksen kautta tehtävään analyysiin nähden on vähäisempi laskennan tarve. Niinpä laskenta on nopeaa 10 voidaan suorittaa pienellä prosessori- ja ohjelmamuistikapasiteetilla, jolloin myös virrankulu-tus pienenee ja laitteesta saadaan edullisempi.
Sykepohjaiset hengitysmittausmenetelmät tuottavat kuitenkin aina pientä virhettä määritettyyn hengitystaajuuteen, joten edullisimmin käytetään sykkeestä riippumattomia ’’suoria” 15 menetelmiä, kuten ylempänä on kuvattu.
Mikäli kerätyn hemodynaamisen signaalin laatu on riittävä kaikkien sykkeiden tunnistamiseen, syketaajuus määritetään signaalista edullisimmin taajuustasossa diskreetin fourier-muunoksen (DFT) avulla.
20
Hengitystiheyden luotettavuuden parantamiseksi voi olla edullista pyrkiä tunnistamaan he-modynaamisesta signaalista myös syketiheys tai jokin tämän kanssa korreloiva suure ja edelleen verrata tätä suuretta ja hengitystiheyttä toisiinsa. Esimerkkinä sovelluksesta, jossa tällaisesta vertailusta on hyötyä, on stressitilan tunnistaminen. Kun keho saa stressireaktion, ad-25 renaliinia tulee vereen ja syke nousee. Sykkeen nousu nykytietämyksen perusteella johtuu siitä, että verenkierto laitetaan välittämään adrenaliinia tehostetusti ja kohottamaan siten li-hasvalmiutta. Hengitystaajuus ei kuitenkaan nouse stressireaktiossa ennen kuin oikeasti lähdetään käyttämään aineenvaihduntaa. Tähän perustuu idea stressin mittaamisesta. Hengitystiheyden ja syketiheyden vertailuun perustuva stressimittaus voidaan edullisen suoritusmuodon 30 mukaan toteuttaa keksintöä hyödyntäen siten että tarkkaillaan hengitystä ja mitatussa signaalissa olevaa kohinaa tai siitä laskettua sykkeen kanssa korreloivaa suuretta tai itse sykettä. Jo pelkkä signaalin kohinatason nousu voi kertoa lisääntyneestä sydämen aktiviteetista. Jos havaitaan kohinan lisääntyvän ilman että hengitystaajuus nousee, voidaan päätellä kyseessä olevan jokin stressireaktio. On huomattava, että tässäkään sovellutusmuodossa syketiheyden 8 absoluuttiarvoa ei tarvitse tietää, vaan sen suhteellinen arvo (kuten signaalin kohinataso tms.) riittää. Yleisesti sanottuna stressitilan muutoksen indikaatioksi riittää hemodynaamisesta signaalista johdettu tieto sydämen syketiheyden epätavallisen nopeasta muutoksesta suhteessa hengitystiheyden muutokseen.
5
Joissain sovellutusmuodoissa hengitystiheyden laskennassa voidaan apuna käyttää myös ennalta annettuja tietoja esimerkiksi syketiheyden ja/tai hengitystiheyden normaaleista vaihteluväleistä tai tyypillisestä suorituksenaikaisesta korrelaatiosta. Näin voidaan edelleen parantaa menetelmän luotettavuutta ranneympäristössä.
10 Määritettyä hengitystiheyttä käyttäen lasketaan edelleen jokin harjoitusvaikutusparametri vaiheessa 16. Haqoitusvaikutusparametrilla tarkoitamme suorituksesta ja suorittajasta riippuvaa suuretta, joka kertoo suorituksen rasittavuudesta, sen aiheuttamasta energiankulutuksesta tai muusta vaikutuksesta suorittajan fyysiseen tilaan, yleiskuntoon tai palautumiseen. Tyypilli-15 simmin harjoitusvaikutusparametrina käytetään hetkellistä tai kumulatiivista energiankulutusta tai EPOC:ia (excess post-excercise oxygen consumption), tai jotain näistä edelleen johdettua suuretta. Tällainen suure voi olla esimerkiksi ’’Training Effect”, joka kuvaa kuntoa, aerobista suorituskykyä, parantavaa vaikutusta.
20 EPOC kuvaa sitä happimäärää, joka tarvitaan suorituksen aiheuttaman kiihdytetyn elimistön aktiviteetin jälkeen elimistön palautuessa takaisin normaalitilaan, homeostaasiin. Esillä olevan keksinnön yhden sovellutusmuodon mukaan EPOC:n kertymistä suorituksen aikana arvioidaan ainakin osin keksinnön mukaisesti määritetyn hengitystiheyden perusteella. EPOC:n hyödyntämistä harjoittelun ohjaamiseksi on kuvattu tarkemmin esimerkiksi US-julkaisussa 25 2006/0004265 ja muissa Firstbeat Technologies Oy:n julkaisuissa (esim. White Paperit Tou kokuu 2005 ja Syyskuu 2005).
Yhden edullisen sovellutusmuodon mukaan hengitystä kuvaavaa parametria käytetään suorituksen aikaiseen energiankulutuksen laskentaan. Tällöin käytetään apuna tyypillisesti vähin-30 tään yhtä esitietoa joko mittauksen kohteena olevasta henkilöstä ja/tai tämän suorittamasta lajista. Esitiedot voivat käsittää henkilöstä mitattua dataa, kuten VO2max-arvon. Edullisen sovellutusmuodon mukaan käytetään kuitenkin hapenottoon suoraan liittymättömien kokeiden tai tietojen pohjalta määritettävissä olevia tietoja, jotka voivat sisältää esimerkiksi henkilön aktiivisuusluokan, painon, pituuden tai sukupuolen, tai tiedon henkilön suorittaman lajin 9 luonteesta. Lajin luonteella tarkoitetaan ensisijassa sitä, onko kyseessä sprint-tyyppinen laji vai kestävyyslaji. Aktiivisuusluokka (tyypillisesti asteikolla 1-10) voidaan taas määrätä mm. henkilön harjoittelumäärien perusteella ilman fyysisiä kokeita. Myös muita henkilö- tai lajikohtaisia tietoja voidaan käyttää. Energiankulutuksen tai muun harjoitusvaikutuksen laskenta 5 suoritetaan käytettyjen esitietojen ja mitatun hengitystä kuvaavan parametrin perusteella. Erityisen edullisen sovellutusmuodon mukaan valittuja esitietoja käytetään suoraan hengityspa-rametrin tai -parametrien skaalaavina tekijöinä, mikä yksinkertaistaa ja nopeuttaa laskentaa. Eri esitiedoille voidaan laskennassa antaa erilaisia painoarvoja. Lopputulos muutetaan edullisesti absoluuttisiksi energiankulutuksen hetkellisiksi yksiköiksi (esim. kcal/min). Myös suori-10 tuksen kumulatiivinen energiankulutus voidaan laskea. Kulutus voidaan myös ilmoittaa joi-nain suhteellisina arvoina.
Etenkin suorituksen alku- tai loppuvaiheessa tai muussa haqoituksen rytminmuutoskohdassa hengitystiheys ei yleensä korreloi suoraan sen hetkisen energiankulutuksen tai muun harjoi-15 tusvaikutuksen kanssa. Henkilön aloittaessa suorituksen, hänen hengityksensä ei saavuta heti hetkelliseen energiankulutukseen verrattavissa olevaa tasoa. Toisaalta suorituksen loputtua tai tauoilla hengitystiheys pysyy korkeana, vaikka fyysinen rasitus on ohi. Nämä tekijät voidaan kuitenkin huomioida tarkkailemalla hengitystiheyden, syketiheyden tai jonkin muun suorituksen rytminvaihdosta kuvaavan mitattavissa olevan suureen ajallisia muutoksia. Mikäli tietyllä 20 aikavälillä havaitaan ennaltamäärätyn suuruinen muutos tällaisessa suureessa, voidaan hengi-tystiheyttä korjata laskennallisesti kohti sellaista hengitystiheysarvoa, joka vastaa paremmin todellista harjoitusvaikutusta. Reaaliaikainen korjaus voi tapahtua esimerkiksi pitämällä hetkellisiä hengitystiheyksiä ennaltamäärätyn tarkasteluvälin ajan puskurimuistissa, ja vertaamalla uusinta saatua hengitystiheyttä hengitystiheyden aikaisempiin arvoihin. Alan asiantuntija 25 ymmärtää yllä olevan perusteella, että halutun vaikutuksen aikaansaava laskenta voidaan toteuttaa eri tavoin.
Harjoitusvaikutuksen korjaus suoritetaan edullisesti tehostetusti. Tällä tarkoitetaan sitä, että energiankulutuksen arvioita korjataan suhteessa enemmän siihen nähden, kuinka paljon suori-30 tuksen rytminvaihdosta kuvaava suure muuttuu. Tällä kompensoidaan esimerkiksi hengityksen tai sykkeen hidasta muutosta suhteessa suorituksen hetkelliseen intensiteettiin. Rytminvaihdosta kuvaava suure voi toki olla myös esimerkiksi kiihtyvyysanturin kautta saatava tieto, jolloin tehostettua korjausta ei välttämättä tarvita.
10
Seuraavassa kuvataan kuvioon 2 viitaten esimerkinomaisesti rannelaite, jolla yllä mainitut menetelmävaiheet voidaan suorittaa.
Rannelaite käsittää edullisesti keskusyksikön 20, jossa on näyttötaulu 25 ja tälle vastakkaisel-5 la puolella takapaneeli. Keskusyksikköön liitetty tai liitettävissä ranneke 23. Anturivälineet 28 hemodynaamisen signaalin keräämiseksi ranteesta sijaitsevat oleellisesti takapaneelissa 24, tyypillisesti tämän pinnalla tai osin upotettuna tähän siten, että ne on saatettavissa ihon kanssa kosketuksiin, kun laite puetaan. Rannelaite käsittää myös anturivälineisiin 28 toiminnallisesti yhdistetyn tiedonkäsittely-yksikön 26, jossa hemodynaamisesta signaalista johdetaan hengi-10 tysparametri, josta on edelleen tiedonkäsittely-yksikössä 26 johdettavissa ainakin yksi henkilöstä ja suorituksesta riippuva harjoitusvaikutusparametri. Harjoitusvaikutusparametrin esimerkinomaista laskentaa selostetaan tarkemmin myöhemmin.
Edullisesti käytetään anturointia 28, joka käsittää useita, edullisesti neljä, sähköistä bioimpe-15 danssin mittauselektrodia. Nelielektrodisessa anturoinnissa on tyypillisesti ensimmäinen elektrodipari virran syöttämiseksi ranteeseen ja toinen elektrodipari ranteen hengitysmodu-loidun bioimpedanssin havaitsemiseksi. Edullisimmin elektrodit on sovitettu peräk-käin/vierekkäin siten, että uloimpien elektrodien muodostama elektrodipari syöttää virtaa kudokseen. Tunnistus voidaan siten tehdä esimerkiksi vastaavalla elektrodijärjestetyllä kuin on 20 esitetty julkaisuissa WO 00/28892, mutta rannelaitteen takapaneeliin sovitettuna.
Vaihtoehtoisesti anturointina 28 voidaan käyttää sykepulssien mekaaniseen pulssindetektoin-tiin perustuvia anturijärjestelyitä. Esimerkkeinä tällaisesta mainitaan EMFi-kalvoihin tai vastaaviin elektreettikalvoihin perustuvat anturoinnit, mekaanis-kapasitiiviset anturoinnit sekä 25 jousiin ja geeleihin ja nesteisiin perustuvat mekaaniset anturoinnit. EMFi-kalvon etuna on hyvä herkkyys ja keveys.
Anturoinnissa voidaan käyttää myös muita tunnettuja ja vielä tuntemattomia antureita, sisältäen optiset (etenkin infrapuna-alueen) anturit, ultraäänianturit ja akustiset anturit. Esimerkkinä 30 infrapunatekniikalla toteutetusta mittauksesta annetaan US-julkaisussa 6080110 esitetty menetelmä sykkeen mittaamiseksi korvakäytävästä aktiivisesti infrapunavalon heijastumien avulla. Tätä periaatetta voidaan soveltaa myös ranteen dorsaalipuolelta suoritettavassa mittauksessa. Voidaan myös käyttää passiivista infrapuna-alueen detektointia, jolloin tarkkaillaan jonkin ulkopuolisen valonlähteen tuottaman valon kulkua kudoksessa.
11
Anturi voi viedä osan takapaneelin ihoa vasten tulevasta alasta tai täyttää sen oleellisesti kokonaan. Yleisesti on edullista, jos laitteen rannetta vasten tuleva pohja, etenkin pohjan antu-rointiosa, on koholla muihin laiteosiin (etenkin kellokotelon perifeerisiin osiin) nähden. Tällä 5 varmistetaan, että kiinnitettäessä laite ranteeseen rannehihnan avulla, anturointi kytkeytyy varmasti ihoon ja siten kykenee luotettavasti välittämään signaalia.
Rannelaitteen keskusyksikkö valmistetaan edullisesti suhteellisen kevyeksi, jolloin sen taka-paneeli pysyy suorituksen aikana paremmin ihossa kiinni, eli hölskyminen vähenee.
10 Kun haluttu harjoitusvaikutusparametri tai -parametrit on määritetty, lopputulos voidaan esittää käyttäjälle näyttötaululla analogisessa tai digitaalisessa muodossa. Tiedot voidaan myös tallentaa laitteen muistiin myöhempää analyysiä varten.
Anturointi voidaan myös sisällyttää kokonaan rannelaitteen rannekkeeseen, jolloin kerätyn 15 signaalin voimakkuutta voidaan parantaa jonkin verran. Tällöin rannekkeen ja keskusyksikön väliin on valmistettu sähköiset kontaktit. Aina anturoinnin tyypistä riippuen se voidaan myös hajauttaa siten, että osa siitä on keskusyksikön takapaneelissa, ja osa rannekkeessa.
Yllä kuvatut esimerkinomaiset sovellutusmuodot eivät rajoita keksintöä ja niitä voidaan yh-20 distellä ja muunnella vapaasti. Patenttivaatimuksia on tulkittava niiden täydessä laajuudessa ekvivalenssitulkinta huomioon ottaen.
Claims (30)
1. Menetelmä henkilön fyysisen suorituksen seuraamiseksi suorituksen aikana, jossa menetelmässä 5. kerätään hemodynaamista signaalia anturilla, - välitetään hemodynaaminen signaali tiedonkäsittely-yksikköön, jossa signaalista johdetaan ainakin yksi fysiologinen parametri, tunnettu siitä yhdistelmästä, että - käytetään anturia ja tiedonkäsittely-yksikköä, jotka sijaitsevat samassa kannettavas- 10 sa rannelaitteessa, - tiedonkäsittely-yksikössä hemodynaamisesta signaalista johdetaan ainakin yksi hengitystä kuvaava fysiologisen parametri ja edelleen tämän perusteella lasketaan ainakin yksi henkilöstä ja suorituksesta riippuva harjo itusvaikutusparamctri.
2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että hemodynaamista signaalia kerätään ranteen dorsaalipuolella sijaitsevalla anturilla.
3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että käytetään anturia, joka käsittää vähintään kaksi, edullisesti neljä, bio impedanssin mittauselektrodia. 20
4. Patenttivaatimuksen 3 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että käytetään anturia, joka käsittää elektrodiparin virran syöttämiseksi ranteeseen ja elektrodiparin ranteen hengitysmo-duloidun bioimpedanssin havaitsemiseksi.
5. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että käytetään painetta ihon pinnalla havainnoivaa anturia, kuten elektreettikalvoa, edullisesti EMFi-kalvoa.
6. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikössä hemodynaamisesta signaalista tunnistetaan hengitysmodulaation taajuus hengi- 30 tystiheyden selvittämiseksi.
7. Patenttivaatimuksen 6 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että hengitysmodulaation taajuus tunnistetaan sykemodulaatiosta riippumattomalla tavalla.
8. Patenttivaatimuksen 6 tai 7 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että, hengitysmodulaation taajuus tunnistetaan alipäästösuodattamalla hemodynaamista signaalia ja tutkimalla suodatetun signaalin jaksollisuutta.
9. Jonkin patenttivaatimuksen 6-9 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely- yksikössä hemodynaamisesta signaalista tunnistetaan myös sykemodulaation taajuus tai jokin tämän kanssa korreloiva suure absoluuttisen tai suhteellisen syketiheyden selvittämiseksi ja se käsittää lisäksi vaiheen, jossa syketiheyttä ja hengitystiheyttä verrataan toisiinsa.
10. Patenttivaatimuksen 9 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että se käsittää vaiheen, jossa tunnistetaan absoluuttisen tai suhteellisen syketiheyden ajallisia muutoksia suhteessa hengi-tystiheyden muutoksiin henkilön stressitilan arvioimiseksi.
11. Patenttivaatimuksen 6 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että hengitysmodulaation 15 taajuus tunnistetaan havainnoimalla sykepulssien amplitudin syklistä muutosta.
12. Patenttivaatimuksen 6 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että hengitysmodulaation taajuus tunnistetaan havainnoimalla sykevälikohinan jaksollisuutta.
13. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että hemody naamisesta signaalista johdetaan hengitystä kuvaava parametri vaikka signaalin laatu olisi riittämätön luotettavaan syketiheyden tunnistamiseen.
14. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainittu 25 haijoitusvaikutusparametri on energiankulutus tai tämän johdannainen.
15. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainittu harjoitusvai kutusparamctri on EPOC (excess post-excercise oxygen consumption) tai tämän johdannainen. 30
16. Rannelaite henkilön fyysisen suorituksen seuraamiseksi suorituksen aikana, joka rannelai-te käsittää - keskusyksikön, jossa on näyttötaulu ja johon on liitetty tai liitettävissä ranneke, - anturivälineet hemodynaamisen signaalin keräämiseksi ranteesta, sekä - anturivälineisiin toiminnallisesti yhdistetyn tiedonkäsittely-yksikön ainakin yhden fysiologisen parametrin johtamiseksi hemodynaamisesta signaalista, tunnettu siitä, että - tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu johtamaan hemodynaamisesta signaalista aina- 5 kin yksi hengitystä kuvaava fysiologisen parametri ja edelleen tämän perusteella las kemaan ainakin yksi henkilöstä ja suorituksesta riippuva harjoitusvaikutusparametri.
17. Patenttivaatimuksen 16 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että anturivälineet on sijoitettu keskusyksikön näyttötaululle vastakkaiseen takapaneeliin. 10
18. Patenttivaatimuksen 16 tai 17 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että anturivälineet käsittävät vähintään kaksi, edullisesti neljä, bioimpedanssin mittauselektrodia.
19. Patenttivaatimuksen 18 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että anturivälineet käsittävät 15 elektrodiparin virran syöttämiseksi ranteeseen ja elektrodiparin ranteen syke-ja hengitysmo- duloidun bioimpedanssin havaitsemiseksi.
20. Jonkin patenttivaatimuksen 16-19 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että anturivälineet käsittävät välineet paineen havaitsemiseksi ihon pinnalta, kuten elektreettikalvon, edulli- 20 sesti EMFi-kalvon.
21. Jonkin patenttivaatimuksen 16-20 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista hengitysmodulaation taajuus hengitystiheyden selvittämiseksi. 25
22. Patenttivaatimuksen 21 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista hengitysmodulaation taajuus syke-modulaatiosta riippumattomalla tavalla.
23. Patenttivaatimuksen 22 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista hengitysmodulaation taajuus alipääs-tösuodattamalla hemodynaamista signaalia ja tutkimalla suodatetun signaalin jaksollisuutta.
24. Jonkin patenttivaatimuksen 16-23 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista myös sykemodulaation taajuus syketiheyden selvittämiseksi ja edelleen vertaamaan syketiheyttä ja hengitystiheyttä toisiinsa. 5
25. Patenttivaatimuksen 24 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan absoluuttisen tai suhteellisen syketiheyden ajallisia muutoksia suhteessa hengitystiheyden muutoksiin ja edelleen arvioimaan henkilön stressitilaa näiden muutosten perusteella. 10
26. Patenttivaatimuksen 21 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista hengitysmodulaation taajuus havainnoimalla sykepulssien amplitudin syklistä muutosta.
27. Patenttivaatimuksen 21 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsittely-yksikkö on sovitettu tunnistamaan hemodynaamisesta signaalista hengitysmodulaation taajuus havainnoimalla sykevälikohinan jaksollisuutta.
28. Jonkin patenttivaatimuksen 16-27 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että tiedonkäsit-20 tely-yksikkö on sovitettu johtamaan hemodynaamisesta signaalista hengitystä kuvaava parametri vaikka signaalin laatu olisi riittämätön luotettavaan syketiheyden tunnistamiseen.
29. Jonkin patenttivaatimuksen 16 - 28 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että haijoitusvai-kutusparametri on energiankulutus tai tämän johdannainen. 25
30. Jonkin patenttivaatimuksen 16 - 29 mukainen rannelaite, tunnettu siitä, että harjoitusvai-kutusparametri on EPOC (excess post-excercise oxygen consumption) tai tämän johdannainen.
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20065734A FI120619B (fi) | 2006-11-17 | 2006-11-17 | Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi |
| GB0722180A GB2443935B (en) | 2006-11-17 | 2007-11-12 | Device and method for monitoring exercise |
| CN2007101883064A CN101181156B (zh) | 2006-11-17 | 2007-11-16 | 用于监测运动的设备和方法 |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20065734A FI120619B (fi) | 2006-11-17 | 2006-11-17 | Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi |
| FI20065734 | 2006-11-17 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FI20065734A0 FI20065734A0 (fi) | 2006-11-17 |
| FI20065734A FI20065734A (fi) | 2008-06-27 |
| FI120619B true FI120619B (fi) | 2009-12-31 |
Family
ID=37482553
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FI20065734A FI120619B (fi) | 2006-11-17 | 2006-11-17 | Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN101181156B (fi) |
| FI (1) | FI120619B (fi) |
| GB (1) | GB2443935B (fi) |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101702770B (zh) * | 2009-06-26 | 2011-11-02 | 卢泳 | 单兵信息采集终端和信息采集方法 |
| US9465893B2 (en) | 2009-12-28 | 2016-10-11 | Koninklijke Philips N.V. | Biofeedback for program guidance in pulmonary rehabilitation |
| JP5961960B2 (ja) * | 2011-09-27 | 2016-08-03 | ソニー株式会社 | 端末装置と外部装置と情報処理方法とプログラムおよび情報処理システム |
| FI124972B (fi) * | 2012-07-10 | 2015-04-15 | Suunto Oy | Menetelmä ja laite harjoituksen kuntoa kohottavan vaikutuksen määrittämiseksi |
| KR101408845B1 (ko) * | 2013-02-08 | 2014-06-20 | 주식회사 케이헬쓰웨어 | 연속적 자동 맥파 측정 장치 및 혈압 측정 방법 |
| CN104706343A (zh) * | 2013-12-11 | 2015-06-17 | 三星电子株式会社 | 用于心率检测的生物阻抗传感器阵列 |
| WO2017093379A1 (en) * | 2015-12-01 | 2017-06-08 | Koninklijke Philips N.V. | Device, system and method for determining vital sign information of a subject |
| US10285651B2 (en) * | 2016-06-30 | 2019-05-14 | Analog Devices, Inc. | On-demand heart rate estimation based on optical measurements |
| SG11201900073YA (en) * | 2016-07-07 | 2019-02-27 | Guenat Sa Montres Valgine | Method and system for measuring and displaying data linked to a person's physical activity |
| US20180021210A1 (en) * | 2016-07-19 | 2018-01-25 | James Stray-Gundersen | Efficacy based feedback system for blood flow restriction training |
| BE1024423B1 (fr) * | 2016-12-21 | 2018-02-13 | Idahealth Inc | Equipement de surveillance des flux sanguins et respiratoires |
| US11622716B2 (en) * | 2017-02-13 | 2023-04-11 | Health Care Originals, Inc. | Wearable physiological monitoring systems and methods |
| EP3697295A4 (en) * | 2017-10-20 | 2021-07-14 | Mindfio Limited | SYSTEM AND METHOD OF ANALYSIS OF A SUBJECT'S BEHAVIOR OR ACTIVITY |
| CN112530561A (zh) * | 2019-12-12 | 2021-03-19 | 张斌 | 智慧医疗健康监测系统 |
| CN112043251B (zh) * | 2020-09-30 | 2021-05-25 | 深圳市艾利特医疗科技有限公司 | 动静态切换下的心肺功能评估方法、装置、设备、存储介质及系统 |
| US20240188845A1 (en) * | 2022-12-13 | 2024-06-13 | Apple Inc. | Respiratory Measurement System |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FI100377B (fi) * | 1994-10-13 | 1997-11-28 | Polar Electro Oy | Menetelmä ja laite energia-aineenvaihdunnan kynnysarvojen määrittämise ksi |
| FI113403B (fi) * | 2000-10-06 | 2004-04-15 | Polar Electro Oy | Rannelaite |
| FI20025029A0 (fi) * | 2002-05-29 | 2002-05-29 | Joni Kettunen | Menetelmä luotettavan hengitysaktiviteetti-informaation saamiseksi sydämen sykemittauksesta |
-
2006
- 2006-11-17 FI FI20065734A patent/FI120619B/fi active IP Right Grant
-
2007
- 2007-11-12 GB GB0722180A patent/GB2443935B/en active Active
- 2007-11-16 CN CN2007101883064A patent/CN101181156B/zh active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN101181156A (zh) | 2008-05-21 |
| GB2443935B (en) | 2009-02-11 |
| FI20065734A (fi) | 2008-06-27 |
| FI20065734A0 (fi) | 2006-11-17 |
| CN101181156B (zh) | 2012-02-29 |
| GB2443935A (en) | 2008-05-21 |
| GB0722180D0 (en) | 2007-12-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FI120619B (fi) | Laite ja menetelmä suorituksen seuraamiseksi | |
| US8292820B2 (en) | Apparatus and device for performance monitoring | |
| US20210338086A1 (en) | System and method for monitoring cardiorespiratory parameters | |
| Mukkamala et al. | Toward ubiquitous blood pressure monitoring via pulse transit time: theory and practice | |
| Barvik et al. | Noninvasive continuous blood pressure estimation from pulse transit time: A review of the calibration models | |
| CN109890277B (zh) | 使用压力传感器阵列的血压信号获取 | |
| US10092268B2 (en) | Method and apparatus to monitor physiologic and biometric parameters using a non-invasive set of transducers | |
| EP2116183A1 (en) | Robust opto-electrical ear located cardiovascular monitoring device | |
| US20190175072A1 (en) | Cardiovascular and cardiorespiratory fitness determination | |
| WO2006124768A1 (en) | Method and apparatus for blood pressure measurement and analysis | |
| Seeberg et al. | A novel method for continuous, noninvasive, cuff-less measurement of blood pressure: evaluation in patients with nonalcoholic fatty liver disease | |
| JP2003339651A (ja) | 脈波解析装置及び生体状態監視装置 | |
| WO2017142667A1 (en) | Pulse validation | |
| Peltokangas et al. | Monitoring arterial pulse waves with synchronous body sensor network | |
| Depari et al. | A portable multi-sensor system for non-invasive measurement of biometrical data | |
| Xu et al. | Toward a robust estimation of respiratory rate using cardiovascular biomarkers: Robustness analysis under pain stimulation | |
| KR20220115734A (ko) | 생체정보 측정 장치 | |
| CN106343994A (zh) | 一种心率检测方法及系统 | |
| Lui et al. | A novel calibration procedure of pulse transit time based blood pressure measurement with heart rate and respiratory rate | |
| Koay et al. | Cuffless Blood Pressure Meter with Mobile Application for Home-Care Service | |
| Shao et al. | Research Article A Unified Calibration Paradigm for a Better Cuffless Blood Pressure Estimation with Modes of Elastic Tube and Vascular Elasticity | |
| JP2024018876A (ja) | 情報処理システム、サーバ、情報処理方法、プログラム及び学習モデル | |
| Houghton et al. | A novel method for continuous, non-invasive, cuff-less measurement of blood pressure: evaluation in patients with non-alcoholic fatty liver disease | |
| Peltokangas et al. | Non-invasive system for mechanical arterial pulse wave measurements | |
| WO2003103488A2 (en) | Method of non-invasive estimation of the hemodynamic parameters in aortic arch |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FG | Patent granted |
Ref document number: 120619 Country of ref document: FI |
|
| PC | Transfer of assignment of patent |
Owner name: AMER SPORTS DIGITAL SERVICES OY |
|
| PC | Transfer of assignment of patent |
Owner name: SUUNTO OY |