JPH09509877A - フィットネス又はスポーツのトレーニングにおける運動レベル（ｅｘｅｒｔｉｏｎ ｌｅｖｅｌｓ）を決定する方法と装置、及びトレーニングにより生ずるストレス（疲労）の決定方法と装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明はフィットネス及びスポーツトレーニング中の運動レベルを決定し、かつトレーニングで生じるストレスを決定する方法と装置に関する。本発明によれば人の心電図信号、あるタイミングの心電図信号の少なくとも１波形、例えばＱＲＳ複合がトレーニング期間中、心拍数モニターで測定される（１１）。心拍数は心電図信号波形距離に基づいて計算され（１２）、そして心拍数変動値の量に比例した値又は心拍数から導いたスペクトルの全パワー又は部分的パワーの量に引例した値が数学的関数により供給される（１３）。トレーニング期間中の人の運動レベル又は運動レベルと関係するトレーニングストレスは心拍数変動値に基づいて決定される（１４）。

Description

【発明の詳細な説明】 フィットネス又はスポーツのトレーニングにおける運動レベル(exertion leve ls)を決定する方法と装置、及びトレーニングにより生ずるストレス（疲労）の 決定方法と装置。 本発明は、フィットネス又はスポーツのトレーニングにおける運動レベルを決 定する方法と装置、及びトレーニングにより生ずるストレスを心拍数（heartbea t rate）を測定して決定する方法を装置に関する。 心拍数の測定は、フィットネス又はスポーツのトレーニングにおいて、運動能 力（working capacity）又はストレスのレベルを決定するために用いられている 。これは主要な運動範囲内での心拍数と増大する運動能力との間にほとんど直線 関係(linear dependency)があることが見出されたことに基づいている。生命機 能によるエネルギー発生過程の変化、例えば、呼吸，心拍数，筋肉作用すなわち 新陳代謝等は、通常、運動レベルの決定に利用される。例えば、エネルギー発生 過程で生ずる廃棄物の乳酸によって決定される。 人がトレーニングを始めると、筋肉及び血液中の乳酸の量は最初開始レベルよ り幾分低下する。これは刺激の循環により、また乳酸の分解と筋肉作用を改良す るために乳酸を除去する経過によって起こる。その後、運動レベルが増加すれば 、乳酸量はストレス（疲労）に比例して（直線的に）増加する。乳酸量がその開 始時の値に到達するときの運動能力は、有酸素運動の限界値(aerobic threshold )に相当する。このとき対応する生命作用のレベル、例えば心拍数の回数と酸素 消費量とが決定される。 運動能力が有酸素運動の限界値より低い場合、エネルギーは有酸素 的に、すなわち、主として脂肪と少量の淡水化物を酸素により燃焼することによ り発生する。運動能力が有酸素運動の限界値より高い場合は、エネルギーは無酸 素性にすなわち酸素欠乏の状態で常に増加する割合で発生する。それにより筋肉 組織には乳酸はますます生成する。同時に、エネルギー発生により脂肪類の利用 の割合は減少し、炭水化物はエネルギーの主要なソース（出所）となる。 運動水準(performance level)がさらに増加すれば、身体はエネルギーの発生 により生成した乳酸の量を処理できなくなる状況に最終的になる。急激な血液中 の乳酸濃度の増加及び肺の換気(lung ventilation)の明白な増加が同時に起こる ことにより均衝が妨害されることが見出される。この運動レベルは、トレーニン グについて意義のあるものであるが、有酸素運動の限界値に相当する。 有酸素値運動及び無酸素性運動の限界値(aerobic and anaerobic threshold) の正確な決定は、今日、呼吸ガスの分析に基づく最大ストレスのテスト法により 、特種なテスト実験室において実施されている。テストは小さいストレスから始 められる。ストレスは最高の運動までの全ての段階で２〜３分の間隔で、小ステ ップの中止をすることなく増加する。各ストレスレベルの最後の３０秒から、肺 の換気(ventilation)使用酸素及び生成炭水化物が記録され、また、血液サンプ ルが採取され乳酸レベルが決定される。限界値は乳酸と呼吸のパラメーターによ り決定される。しかしながら、ストレス，ストレスを増加するスピード及びスト レスレベルの与え方により結果は明白に影響を受ける。それにより異なる規模の 限界値が、異なる体力のストレス状況において、例えば、走るマットとエルゴメ ーター（筋力の疲労測定器）の使用によって、得られる。 一方、有酸素性及び無酸素性限界値の反復性は疑わしい。例えば、 ステップによらず変化するストレスの増加では、限界値の現象は発見されない。 この事実については、例えば米国特許No.5,297,558に記載がある。この記載によ れば、人は運動レベルを決定するには、異なる運動レベルを示す心拍数の変動値 のグラフにおける不連続点が十分明確に表れるためには、トレーニング期間中ス テップ毎に増加する運動(exertion)に従事させねばならない。 今日、有酸素性運動及び無酸素性運動の限界値の決定は、耐久スポーツ者(end urance athletes)のトレーニングにおいて、適当なトレーニングの能力の決定と トレーニング結果のモニターのために主として用いられている。同様に、この限 界性は例えば、ダイエットしている人のための最適条件のトレーニング能力の決 定にも用いることができる。もし、限界値に相当する心拍数の値がわかれば、連 続する心拍数をモニターすることにより、希望するトレーニング能力を正確に保 持することができる。現在利用できる限界値の決定方法は、困難な乳酸又は呼吸 ガスの測定に基づいている。これらの測定では、血液サンプルの採取、高価な実 験室設備及びスタッフの要件が重要である。更に、これらの測定は、その反復性 の証明が容易ではない現象に基づいている。 有酸素性運動及び無酸素性運動の限界性は、このようにスポーツマンの運動レ ベルをモニターするために主として用いられている。フィットネスのトレーニン グに従事する人について状況は全く相違する。限界値を決定するための高価な実 験室による測定を持つことの可能な人は少ない。一方、フィットネストレーニン グに従事する人の要求は、スポーツマンの要求とは相違する。フィットネストレ ーニングに従事する人の正確な運動レベルは、健康を保ちそしてフィットネスを 改善するに十分であるが、安全な運動の限界を超えない体操(exercise)に よって表される。無酸素性運動のトレーニングの要求は小さく、有酸素性運動の トレーニングは強調されている。フィットネストレーニングに従事する人々の要 求のために、心拍数の範囲は４段階の目標心拍数範囲に分割される。最低能力の 範囲は、その範囲内において心拍数が最高心拍数の５５％未満であるが、十分な トレーニングの回答を与えるものではない。最高心拍数の５５〜６５％の能力範 囲内の変動では、脂肪類の有効な利用が開始する。有酸素運動のトレーニングに おける実際の目標心拍数の範囲である最高心拍数の６５〜８５％は、フィットネ ストレーニングで最善の最終結果を与える。これより高い心拍数では、エネルギ ー発生は明らかに無酸素性運動領域(aerobic area)まで部分的に上昇する。目標 心拍数範囲を決定するために現在広く用いられている方法では、正確な運動レベ ルは、フィットネストレーニングに従事する人についての測定された又は推定さ れた最高心拍数を基礎として決定されている。最高心拍数は極端な運動期間中正 確に測定できる。しかし、これはフィットネストレーニングの初心者については 、とくに健康上のリスクの原因となることもある。一般に、最高心拍数とトレー ニング心拍数とは、フィットネストレーニングに従事する人との年齢を基礎とし て計算式により、または休止状態の心拍数との手段により、所謂，カルボウネン (karvonen)法により推定される。最高心拍数と休止心拍数とは個々のものである から、推定方法による誤差の限界は大きい。一方、限界値は固定しておらず、例 えば、フィットネスのレベルが変化するときは変化する。例えば無酸素性運動の 限界値は、トレーニングしていない人々で貧しい状況の人々では、最高心拍数の 約６０〜７５％に相当する。長期間トレーニングしている人でトップの状態のス ポーツマンでは、限界値は最高心拍数の８０％以上であろう。このため、目標心 拍数の範囲の定義は、フィットネ ストレーニングに従事する多くの人々には役に立たず、また、その方法の有利性 は少ない。 心臓は収縮すれば、一連の電気的パルスを発生する。それは身体のいずれの部 分でも測定される。そのような信号の測定と解析は、心電図方法(electrocardio graphy)（ＥＣＧ）と言われる。ＥＣＧ信号において、心臓の異なる作動段階に 起因する位相(phases)を区別することができる。これらの部分はいわゆるＰ，Ｑ ，Ｒ，Ｓ，Ｔ及びＵ−波（第１図参照）であり、以下に更に詳細に述べる。 自律神経系における交感−反交感の均衝(sympathetic-parasympathetic balan ce)の変動によれば、平均心拍数レベルの変化は常に心拍数に表される。心拍数 の変化は心臓血管(cardiovascular)の調節システム関数に起因して起こる。その 変化の主な理由は、呼吸の不整脈(arrhythmia)、血圧調節による変化及び身体の 熱バランス調節による変化である。これらの中で最も重要でかつ最大の変化をも たらすのは、呼吸である。心拍数の変化を伝達する神経系は、心拍数変動回数の 解析手段により区別できる。現在、交感神経系は遅いと考えられている。０.１ ５Ｈｚ．以上の伝達頻度(frequencies)は容易ではない。その代わりに、反交感 神経系の作用は早い。それゆえに、上記の限界伝達頻度より高い頻度の伝達が反 交感神経系を通して行われる。 心拍数の変動は、例えば標準偏差値により測定できる。その他の一般的な変化 測定単位は、スペクトル計算力値(spectrum calculation power values)，変化 の最高値及び偏差図の高さである。標準偏差値による測定は、Ｒ−波のピークの 間隔、すなわちＲ−Ｒ間隔の度数を区別するものではないが、両自律神経系から 伝達される度数により影響される。運動中のＲ−Ｒ間隔の標準偏差を測定する場 合、標準偏差により心拍数の変動におけるほとんど独得な反交感的調節の割合を 測 定することが正当な、そして一部簡便な方法として言うことができる。これは主 として運動中の変化の最大の根源（呼吸頻度）が交感神経系が伝達できる頻度よ りも一層高頻度になることが避けられないという事実による。 休止状態より運動レベルを増加すれば、反交感的な緊張度(tonus)は最初除々 に減少する。心拍数レベルが約１００脈搏(pulsations)／分、すなわち最高心拍 数の約５６％に上昇すれば、交感活動が上昇を開始し、そして最高心拍数の約６ ３％レベルで心拍数の回数に重要な影響を与える。軽い運動では、心拍数の増加 はほとんど完全に反交換活動の減少による。心拍数の変化は、このように反交感 的調節の消減に直接比例して減少する。交感神経系が反交感神経系とともに心拍 数レベルを調節することに関与することは、より高運動レベルの場合のみである 。 呼吸の不整脈が、心拍数変動の最も重要な原因であることが見出された。呼吸 の不整脈の強さは、呼吸の深さと頻度の両方によって決まる。最大振幅(amplitu de)には、呼吸頻度５〜７回／分で到達する。更に、呼吸の不整脈は呼吸頻度の 増加とともに強く弱まる。呼吸の深さは不整脈の強さに影響を与え、呼吸能力の ５０〜６０％に相当するレベルまで引き上げる。これ以上の容量では、呼吸の不 整脈はもはや増加しない。フィットネスのトレーニング中、呼吸容量は常に限界 点を超える。それ故に、この影響は無視できる。運動中の心拍数変動は、このよ うにフィットネストレーニングに従事する人の呼吸頻度を非常によく表すものと 認めることができる。更に、フィットネストレーニングに関する経験的知識は、 フィットネストレーニングに従事する人がもし運動中に会話することができるな らば、運動レベルは適しており、またフィットネストレーニングは有酸素性運動 であるということ である。身体(system)のエネルギー要求は、このように無酸素性運動エネルギー の発生なく満足でき、また引き続き起こる筋肉の痛みの原因となる乳酸が身体内 に蓄積しない。一方、フィットネストレーニングに従事する人がもし話すことが できるならば、その人の全呼吸能力は使用されない。リラックスした呼吸は比較 的広い心拍数の変動を起こす。もし、フィットネストレーニングに従事する人の 運動レベルが無酸素性運動領域に近づけば、その人は自分の全呼吸能力の使用を 始めねばならない。呼吸は静に早く、心拍数の変動は少ない状態を保つ。 本発明の目的は、フィットネス及びスポーツのトレーニングに従事する人々の 個々のトレーニング能力を決定し、また調節するための新しいタイプの方法及び 装置を提供する。本発明の原理により実施されるように、個人の各状況における 運動レベルの決定は容易であり、また誰によっても実施される。その方法は、本 発明による作用を備えた心拍数モニター以外の装置を必ずしも必要としない。 本発明によれば、トレーニング能力の決定に心拍数の変動を用いることにより 、フィットネストレーニングに従事する人の要求に対し十分正確であり、またト レーニングに従事する人の身体に起こる変動に適応する個々の目標心拍数範囲の 決定をすることができる。本発明はこのように現実にそして無線による心拍数変 動のモニターリングを可能とし、また、フィットネストレーニングに従事する人 のトレーニングの最適化を限界値(threshold value)を決定することなく可能と する。 本発明の方法及び装置は、下記のクレームに説明されるような特徴がある。 次に、本発明を実施例により図面を参照して、更に詳細に説明する。 第１図は、心拍数に起因するＥＣＧ信号の形状を示す。 第２図は、ストレスがかかっているときの心拍数の変動を示す。 第３図は、本発明の装置の全体図を示す。 第４図は、本発明の第一の実施態様を示す装置の作用図を示す。 第５図は、本発明の第二の実施態様を示す装置の作用図を示す。 第６図は、本発明の第三の実施態様を示す装置の作用図を示す。 第７ａ−第７ｅ図は、ＥＣＧ信号からの心拍数の変動信号の形成を示す。 第１図は、時間−電圧座標軸系で与えられる、心拍数に起因する代表的なＥＣ Ｇ信号を示す。前記のＰ，Ｑ，Ｒ，Ｓ，及びＴ−波は、正確な測定により各信号 において区別できる。例えば、米国特許No．5,299,119を参照すれば、最高値の ＲはＥＣＧ信号の最大点を表し、また点Ｑ，Ｒ及びＳすなわちＱＲＳ複合(compl ex)により定義される脈搏(pulsation)は、ＥＣＧ信号の最も容易に区別するとが できる部分を表す。連続するＲピーク値の間隔はしばしばＥＣＧ信号のＲ−Ｒ間 隔といわれるＰ−波は、心臓の心房の収縮に起因する。心房が収縮すれば、心臓 の心室は血液が充満する。３つの波のピークにより形成されるＱＲＳ複合は、Ｅ ＣＧ信号のＲピークの形を定義するが、心室が収縮するときに形成する。かくし て、右心室は静脈から肺へ血液をポンプ輸送し、また心室は肺から動脈へ血液を ポンプ輸送する。心室筋肉の再分極(repolarization)により、Ｒピークより低い が多いＴ−波が発生する。波の期間は心臓の神経刺激の伝播速度によって決まる 。心臓のピースメーカーの作用、すなわち洞房結節(sinoatrial mode)はＥＣＧ 信号には見られない。 健康な人の場合、ＥＣＧ信号は皮膚上で測定され、１及び２ｍｖ振幅(amplitu de)の間にある。例えば、文献によればＲピークに与えられる振幅値と持続期間( duration)は１.６ｍｖ及び９０ｍｓである。し かるに、Ｐ−波の場合０.２５ｍｖ及び１１０ｍｓである。心拍数が運動の結果 として促進されると、ＥＣＧ信号の異なる成分の持続期間と振幅はほとんど変化 しない。このように、心拍数と関連現象の正確な測定は、心拍数のＥＣＧ信号の 解析により可能であることが知られている。 ＥＣＧ信号のタイミングポイント(timing point)を正確に決定するための最も 容易な開始点は、ＱＲＳ複合を発見することである。妨害のない状況のもとでは 、ＱＲＳ複合はピーク値検出器により、かなり簡単な方法で発見することができ る。実際の場合に起こる妨害の数を少なくするために、正確な解析ではあるしゅ のフィルターを通すことが行われる。次の例が挙げられる。 バンド通過フィルター、これによれば、ＱＲＳ複合に含まれる度合い(trequen cies)は強調される。ＱＲＳ複合は、この複合のある容易に区別される特性、例 えば上昇速度(speed of rising)、振幅などに基づくある非線形の推論規則を用 いて、フィルターされた信号から分離される。 組み合わされたフィルター、ＱＲＳ複合は、例えばフィルター係数によりＦＩ Ｒフィルターに成形され、横の相互関係(cross correlation)は、入力信号と係 数として与えられるＱＲＳ複合との間で計算される。 パターン認識方法、処理する信号はパラメター化して、異なる巾と高さの一連 のピークとする。パターン認識により心臓の作用段階によるピークは、もし可能 ならば、ＥＣＧ信号において認識される。 この方法は、またＱＲＳ複合に基づくものではない他のタイミングポイントを 発見するためにも用いることができる。 マイクロプロセッサーの発達により、一層複雑なデジタルフィルタ ー構造の完成を、装置サイズと電力消費を増加することなく可能とした。簡単に 上述したタイミングポイントの認識方法は、このように変化するアリゴリズムの 一部のみを構成し、多くの方法が引き続き開発されている。 第２図は、運動レベルによる心拍数変動値の具合を示す。図は１００の逐次Ｒ −Ｒ間隔から計算した標準偏差に基づいて作成される。この図は運動レベルを上 げた場合、変動値の明確な非線型的減少を示している。エアロビックトレーニン グ領域の通常の上限値及び下限値、即ち最大心拍数水準の８５％及び６５％をこ の図に記すと、これらは変動値軸の点４ｍｓ及び１０ｍｓにそれぞれ相当する。 心拍数変動値は明らかに運動中に測定された他の生理量、例えば最高酸素吸収能 、肺呼吸限界値、エアロビック限界値等に関係する。第２図のグラフは、使用者 、運動、測定期間に関して特に有用なグラフである。出発点のいくつかが変わる とグラフの極限点はここに示された場合から変わるのでこの変動値グラフは実施 例として示したものである。フィルターを通す現在の心拍数モニターでは、瞬間 心拍数変動値の平均値しか得られないので心拍数変動値をより詳しく解析できな い。信号処理ステップでは、この平均値は低域フィルター（low pass filtering ）を通したものであり、これと関連してファスト（fast）変動値信号を心拍数信 号から取除いている。 本発明の方法では、ＥＣＧ信号はフィットネストレーニングに従事する人の胸 又は他の身体部分で測定され、この信号は既存の心拍数モニターにおけると同様 にレシバーに送達される。逐次ＥＣＧ信号のタイミング情報を決定する場合の心 拍数送達器の感像度（resolution）は少なくとも１ｍｓの範囲内にある。運動し ている人の心拍数は動作中常に観視される。心拍数モニターは平均値モニターと 作動が異なっ ているので、各ＥＣＧ信号の明確なタイミングポイント、例えばＱＲＳ複合から 得たＲ−Ｒ間隔を測定し、合計した間隔からの心拍数の標準偏差又は他の変動値 の指標を計算する。心拍数モニターは常に変動値の推移を観視し、目標の心拍数 範囲、または予めセットした目標の心拍数範囲を超過するか、この範囲に達しな い場合に警告を与える。 第３図は本発明の実施例の装置の系統図である。この装置は通常の無線心拍数 モニターと同じであり、その１例としてＵＳ特許４，６２５，７３３に開示され た心拍数モニターが挙げられる（第３図）。 第３図に示された遠隔心拍数モニターではＥＣＧ電極（図示しない）はＥＣＧ 予備増巾器１の示差入力極と接続する。予備増巾器から供給された心拍数はＡＧ Ｃ増巾器２で増巾され、この増巾器２はパワー増巾器３の調節に使用され、更に コイル４を調節する心拍数信号が生成する。信号のパルス間の間隔は心振動の間 隔と同じである。このようにして心拍数のリズムによって異なる磁界がコイル４ 中に発生する。受動コイル５で検出された磁界は鋭敏な予備増巾器６で増巾され 、その後信号は信号増巾器７に導入される。この増巾器の出力信号はマイクロコ ンピュータ８で処理され、心拍数情報を貯蔵するが、心拍数情報は記憶装置９で 計算される。記憶装置９は心拍数変動値情報等を計算し、必要なデータを液晶デ ィスプレイ１０上に表示する。 第４図は本発明の実施態様による装置の機能図を示す。この図による機能は心 拍数モニターのコンピュータ８のソフトウエア中に含ませるのが好ましい。この 目的は心拍数を測定し、測定結果を解析することによりフィットネス又はスポー ツトレーニングに従事する人の運動レベルを決定することである。希望するトレ ーニング期間が基本的耐久トレーニング，ペース耐久トレーニング，エアロビッ ク間隔トレー ニングを含める部分的エアロビックであるか、心拍数変動値により観視される他 のトレーニングであるかに応じて本発明により希望するエネルギー代謝課程を含 めた運動レベル、即ち心拍数変動値範囲を決定することができる。 第４図では操作の基本である心拍数測定はブロック１１中で行なわれる。心拍 数モニターにより、人の心拍数とＥＣＧ信号の瞬間タイミングの少なくとも１波 形例えばＱＲＳ複合がトレーニング期間中測定される。 その後、瞬間心拍数は相当するＥＣＧ信号波形距離に基づいて、ブロック１２ で計算され、可能な整形が例えば適切なデジタルフィルターを用いて実施される 。心拍数信号は高域フィルターと接続して取出されて、例えば負荷レベルの突然 変化により生じたスロープロセス（slow process）を除去して、結果に悪影響を 及ぼさないようにしている。 心拍数変動値の大きさに比例する値又は心拍数から取出されるスペクトルの全 パワー又は部分的パワーに比例する値は統計的関数１３、即ち本実施例の標準偏 差ｓの式により供給される。それ故、心拍数変動値は例えば心拍数変動値分布パ ターンの高さと巾によるか、これらの高さと巾から導いた量により供給される統 計的関数により計算される。 トレーニング期間中に計算された心拍数変動値は時間の関数としてブロック１ ４に記録し蓄積される。同時にトレーニング期間にわたり少なくとも人の運動レ ベルを心拍数変動値（第２図参照）から導いたグラフが作成される。 第５図は本発明の第２実施態様による装置の機能図を示す。この場合、この図 の機能は心拍数モニターのコンピュータ８のソフトウエア に含ませるのが好ましい。この目的はフィットネス又はスポーツに従事した人の 運動レベルを決定することとトレーニングにより生ずるストレスを決定すること にある。 第４図に示したように、人の心拍数とＥＣＧ信号の瞬間タイミングの少なくと も１波形は、トレーニング期間中、ブロック１１の心拍数モニターにより測定さ れる。瞬間心拍数は相等するＥＣＧ信号波形距離に基づいてブロック１２で計算 され、可能な整形が、例えば適切なデジタルフィルターを用いて実施される。そ れ故、この例では標準偏差ｓのような統計的関数は心拍数変動値量に比例する値 又は瞬間心拍数から導いたスペクトルの全パワー又は部分的パワーの量に比例す る値を供給するためにブロック１３で使用される。心拍数変動値に比例する値は 少なくともトレーニング期間の初期に記録貯蔵され、また１定期間経過後関係す るトレーニング期間、人の少なくとも運動レベルを決定する時間関数としてもブ ロック１４ａに記録、貯蔵される。最後にトレーニングがこの期間を過ぎても連 続して行なう時は、人の瞬間心拍数変動値はブロック１５で決定した運動レベル の心拍数変動値と比較され、瞬間心拍数変動値に基づき計算した運動レベルと関 係あるトレーニングストレスは心拍数モニター上に表示される。 このようにして、本発明の心拍数モニターは心拍数変動値に基づいて使用者の 目的とする心拍数範囲を使用者が別にプログラムを組まなくても、トレーニング 期間初期に充分自動的に決定できる。 本発明の装置は、心拍数モニターからなることが好ましいが、１つの記憶装置 を含んでいて、この記憶装置でエネルギー代謝の限界値に応じた心拍数変動値範 囲における異なる運動レベルをあらかじめプログラムに組込むことが可能である 。それ故心拍数変動値限界値をセットすることにより、基本的な耐久トレーニン グ，ペース耐久トレーニ ング，エアロビック間隔トレーニングのような部分的エアロビックであれ、心拍 数変動値により観視される他のトレーニングであれ、希望した形式のトレーニン グのプログラムをあらかじめ組み込むことが可能である。実際、トレーニングす る人はトレーニング期間を設定した時、目的とする心拍数変動値範囲に近づくに つれてストレスが除々に増加するのを例えば音信号により知ることができる。 第６図は本発明の第３実施態様による装置の機能図を示す。 この場合の目的は心拍数測定によりフィットネス又はスポーツトレーニングに 従事した人のトレーニングストレスを調節するだけである。第４図と第５図とも 関係し、基礎となる心拍数測定はブロック１１で実施される。心拍数モニターに 依り人の心拍数及びＥＣＧ信号の少なくとも１つの固定点（ＱＲＳ複合）はトレ ーニング期間中測定される。心拍数はＥＣＧ信号に基づいてブロック１２で計算 され、可能な整形は例えば適切なデジタルフィルターで実施される。統計的関数 １３は心拍数変動値の量に比例する値又は瞬間心拍数から導いたスペクトルの全 パワー又は部分的パワーの量に比例する値を供給するために使用される。瞬間心 拍数変動値はブロック１５に於いて予め決定した運動レベルの心拍数変動値と比 較され、瞬間心拍数変動値に基づいて計算した運動レベルに関してのトレーニン グストレスは心拍数モニターに表示される。 好ましくは人の心拍数変動値は１つ以上のトレーニング期間中決定された運動 レベルに応じて、心拍数モニターの記憶装置に貯蔵され、特殊のケースで行なわ れるトレーニング期間中測定される心拍数変動値に対する参照値として使用され 、トレーニングにより生じるストレスを調節する。このようにして異なるスポー ツや異なるフィットネス形式に於ける目的とする心拍変動値やトレーニング期間 の異なる場合 の目的とする心拍数変動値を貯蔵することが可能である。関係する人に示された 心拍数変動値変換デーブルから得た心拍数値と測定した心拍数値を比較すること により、心拍数モニターの使用者は心拍数変動値と運動レベルが容易に入手でき る。例えば心拍数変動値から換算した心拍数値は人の最高の心拍数の百分率とし て入手できる。 本発明の心拍数モニターはディスプレイ素子（第３図参照）を含むことが好ま しく、ディスプレイ素子は実動時間に基づいて心拍数変動値に比例する指数及び ／又はグラフ指標、例えば高さが一定方式で計算した心拍数変動値に比例する棒 グラフを示す。勿論、心拍数モニターのディスプレイ上にトレーニング中の有用 な他の情報、例えば時間タイミング及び／又は他の生理量の測定結果のような情 報を表示することも可能である。 第７ａ−７ｅ図に心拍数変動値信号がＥＣＧ信号から導きだされる方法のいく つかの実施例を示す。初期点は第１図により測定したＥＣＧ信号であり、この場 合、適切なタイミングポイントｔ_i（第７ａ図参照）はＲパルスに基づいて決定 される。第７ｂ図はＲ−Ｒ間隔のタイミングポイントｔ_i----ｔ_nに基づく瞬間心 拍数の測定値を示す。瞬間心拍数は第７ｃ図のＲ−Ｒタイムドメーン(time doma in)及び第７ｄ図の心拍数タイムドメーンに於ける連続信号として示される。こ の場合、心拍数は心拍数タイムドメーンで６０／ＲＲに相等しい。第７ｅ図は心 拍数変動値グラフを示し、Ｒ−Ｒ間隔（第７ｂ図）から帰納的なムービング標準 偏差又は分布パターンの形から決定したムービング（moving）の高さ又は巾とし て計算されるか、第７ｃ図又は第７ｄ図の信号から導きだしたスペクトルの部分 的パワー又は全パワーとして計算される。 本発明の他の実施態様は、上述実施例に限定されず、以下記述した クレーム範囲内で自由に変えられることは当業者に明白であろう。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、 人がトレーニング期間中運動レベルを上げる場合、予定のトレーニング期 間中、心拍数測定によりフィットネス又はスポーツトレーニングに従事した人の 運動レベルの決定方法において、 心拍数モニターによりトレーニング期間中の人の心電図信号、瞬間タイミング における心電図信号の少なくとも１波形、例えばＱＲＳ複合を測定し、 対応する心電図信号波形距離に基づく心拍数を計算し、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給し、 トレーニング期間中の心拍数変動値に比例する値を時間の関数として記録し、 且つ心拍数変動値に基づいて、少なくともトレーニング期間の人の運動レベルを 決定する 段階からなることを特徴とする運動レベルの決定方法。 ２、 人が少なくともトレーニング初期に運動レベルを上げる場合、トレーニン グ期間中、心拍数測定によりフィットネス又はスポーツトレーニングに従事した 人の運動レベルの決定方法において、 心拍数モニターによりトレーニング期間中の人の心電図信号、瞬間タイミング の心電図信号の少なくとも１波形、例えばＱＲＳ複合を測定し、 対応する心電図信号波形距離に基づく心拍数を計算し、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給し、 少なくともトレーニング初期にある期間、心拍数変動値に比例する値を時間の 関数として記録し、且つトレーニング期間の心拍数変動値に基づいて少なくとも 同期間、人の運動レベルを決定する 段階からなることを特徴とする運動レベルの決定方法。 ３、 心拍数測定により、フィットネス又はスポーツトレーニングに従事した人 のトレーニングにより生ずるストレス調節方法において 心拍数モニターによりトレーニング期間中の、人の心電図信号、瞬間タイミン グの心電図信号の少なくとも１波形、例えばＱＲＳ複合を測定し、 対応する心電図信号波形距離に基づく心拍数を計算し、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給し、 トレーニング中瞬間心拍数変動値を予め決定した運動レベルの心拍数変動値と 比較し、瞬間心拍数変動値に基づいて計算した運動レベルに関するトレーニング ストレスを心拍数モニターに表示する 段階からなることを特徴とするストレス調節方法。 ４、 人の心拍数変動値が１つ以上のトレーニング期間中決定された運動レベル に応じて心拍数モニターの記憶装置に貯蔵され、特殊のケースで行なわれるトレ ーニング期間中測定される心拍数変動値に対する参照値として使用され、トレー ニングにより生ずるストレスを調節することを特徴とする請求項１，２又は３の 方法。 ５、 関係する人に示された心拍数変動値変換テーブル（第２図）から得た心拍 数値と測定した心拍数値を比較することにより、心拍数モ ニターの使用者が人の運動レベルを入手できることを特徴とする請求項１〜４の 何れかの方法。 ６、 心拍数変動値から換算した心拍数値は人の最高心拍数の百分率として入手 できることを特徴とする請求項５の方法。 ７、 心拍数変動値と運動レベルが決定される前に心電図信号から導入した心拍 数信号は高域フィルターにより、悪影響を及ぼすスロープロセスを除去すること を特徴とする請求項１〜６の何れかの方法。 ８、 心拍数変動値は心拍数の標準偏差を与える統計的関数（１３）から計算さ れることを特徴とする請求項１〜７の何れかの方法。 ９、 心拍数変動値はＲ−Ｒ信号の瞬間心拍数信号の分布パターンの高さと巾を 与える統計的関数から計算されることを特徴とする請求項１〜７の何れかの方法 。 １０、 心拍数変動値に比例する量が連続心拍数信号のパワースペクトルの全パ ワー又は部分的パワーを与える関数から計算されることを特徴とする請求項１〜 ７の何れかの方法。 １１、 「フィットネス又はスポーツトレーニングに従事した人の運動レベルの 決定装置において心拍数信号を検出し、送達する手段（１−４）、心拍数信号を 受動し、計算し、測定し、瞬間タイミングの少なくとも心拍数信号に含まれる心 電図信号波形、例えばＱＲＳ複合を記録する心拍数モニター（５−１０；１１） 、 対応する心電図信号波距離に基づく心拍数を計算する手段（８；１２）、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給する手段（８；１３）、及 び トレーニング期間中の心拍数変動値に比例する値を時間の関数として記録し、 心拍数変動値に基づいて、少なくともトレーニング期間の人の運動レベルを決定 する手段（８；１４） からなることを特徴とする運動レベルの決定装置。 １２、 フィットネス又はスポーツトレーニングに従事した人の運動レベルの決 定装置において、 心拍数信号を受動し、計算し、測定し、瞬時タイミングの少なくとも心拍数信 号に含まれる心電図信号波形、例えばＱＲＳ複合を記録する心拍数モニター（５ −１０；１１）、 対応する心電図信号波形距離に基づく心拍数を計算する手段（８；１２）、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給する手段（８；１３）、 トレーニング期間中の心拍数変動値に比例する値を時間の関数として記録し、 心拍数変動値に基づいて、少なくともトレーニング期間の人の運動レベルを決定 する手段（８；１４）、及び 人の瞬間心拍数変動値を決定した運動レベルの心拍数変動値と比較する手段及 び運動レベルに関して計算したトレーニングストレスを心拍数モニターに表示す る手段 からなることを特徴とする運動レベルの決定装置。 １３、 フィットネス又はスポーツトレーニングに従事した人のトレーニングに よるストレス調節装置において、人の心拍数及び瞬間タイミングの少なくとも心 電図信号の１波形、例えばＱＲＳ複合をトレーニング中測定する心拍数モニター （１−１０；１１）、 対応する心電図信号波形距離に基づく心拍数を計算する手段（８；１２）、 心拍数変動値の量に比例する値又は数学的関数による心拍数が導出したスペク トルの全パワー又は部分的パワーに比例する値を供給する手段（８；１３）、及 び トレーニング中の瞬間心拍数変動値を予め決定した運動レベルの対応心拍数変 動値と比較する手段（８；１５）、及び運動レベルに関して計算したトレーニン グストレスを心拍数モニターに表示する手段 からなることを特徴とするストレス調節装置。 １４、 装置はコンピュータ（８）を取付けた心拍数モニター（５〜１０）から なり、該心拍数モニターは１つ以上のトレーニング期間中に決定された人の運動 レベルを貯蔵し、特殊ケースのトレーニング期間中に測定される心拍数変動値の 参照値として使用して、生ずるストレスを調節する記憶装置手段（９）を設置す ることを特徴とする請求項１１，１２又は１３の装置。 １５、 心拍数値のスケールにより心拍数モニターのディスプレイ（１０）上に 運動レベルを表示するために、心拍数変動値変換テーブルから得た心拍数値とト レーニング中測定した心拍数値を比較する手段 （８；１５）を設置することを特徴とする請求項１１−１４の何れかの装置。 １６、 心拍数値のスケールは人の最高心拍数に対する百分率であることを特徴 とする請求項１５の装置。 １７、 心拍数信号のフィルタリングのため、高域フェイルターを設置すること を特徴とする請求項１１〜１６の何れかの装置。