WO1999043392A1 - Exerciseur, procede d'evaluation de la force physique et compteur de pulsation - Google Patents

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WO1999043392A1
WO1999043392A1 PCT/JP1999/000829 JP9900829W WO9943392A1 WO 1999043392 A1 WO1999043392 A1 WO 1999043392A1 JP 9900829 W JP9900829 W JP 9900829W WO 9943392 A1 WO9943392 A1 WO 9943392A1
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WO
WIPO (PCT)
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exercise
load
exercise level
level
estimating
Prior art date
Application number
PCT/JP1999/000829
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English (en)
French (fr)
Inventor
Toshikazu Shiga
Tatsuya Kobayashi
Hiromi Kinoshita
Manabu Yoshimura
Original Assignee
Omron Corporation
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Publication date
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    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02Detecting, 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
    • A61B5/024Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/22Ergometry; Measuring muscular strength or the force of a muscular blow
    • A61B5/221Ergometry, e.g. by using bicycle type apparatus
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00Measuring parameters of the user
    • A61M2230/04Heartbeat characteristics, e.g. ECG, blood pressure modulation

Definitions

  • the present invention relates to exercise equipment such as a bicycle ergometer, a treadmill, and a mouth ergometer, a physical strength evaluation method, and a pulsimeter.
  • exercise equipment such as a bicycle ergometer, a treadmill, and a mouth ergometer, a physical strength evaluation method, and a pulsimeter.
  • An apparatus and method for determining the exercise level which is of interest to the present invention, is disclosed, for example, in International Publication No. WO 966/240.
  • the heart rate of a person engaged in tray jungling is monitored, for example, a QRS complex waveform is measured from the electrocardiogram signal, the heart rate is calculated therefrom, and the heart rate derived from the heart rate is calculated.
  • a method for determining a person's exercise level during training based on the power of the vector is disclosed.
  • a conventional muscle endurance measuring device and a method for measuring muscle endurance of another person who exercises are disclosed in, for example, Japanese Patent Publication No. 7-38885.
  • the load of an exercising person is calculated by the product of the heart rate and the systolic blood pressure, and the endurance is calculated based on the product.
  • exercise equipment such as bicycle ergometers have been marketed to maintain and improve health.
  • Some conventional exercise devices add an exercise program based on a previously determined exercise intensity by inputting age, gender, and the like.
  • the evaluation of the physical strength level there was one that adopted a method of estimating the maximum oxygen uptake based on the change of the pulse and the like with respect to the exercise load.
  • the anaerobic threshold which is the threshold of exercise intensity that can be achieved without a continuous increase in blood lactate.
  • Threshold hereinafter abbreviated as AT.
  • this AT measurement includes an invasive measurement method that measures blood lactate by collecting blood, and a constrained method based on changes in the partial pressures of carbon dioxide and oxygen in the exhaled gas by exhaled gas analysis.
  • the data obtained by the exercise level determination device and method was used only for physiologically determining the exercise level in training II exercise, and was not used effectively.
  • 3 AT is optimal as the exercise intensity suitable for each individual's exercise ability, but the measurement requires a large-scale device such as an intake gas analyzer, and the measurement is fast and practical. Cannot be mounted on exercise equipment.
  • the present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and provides an exercise apparatus that can easily and appropriately know an exercise level and can effectively train using the exercise level.
  • the purpose is to:
  • Still another object of the present invention is to provide a heart rate monitor which allows the user to know the exercise level easily, easily and appropriately. Disclosure of the invention
  • An exercise machine comprises: a load device capable of changing a load; a physiological signal measuring means for non-invasively measuring a physiological signal over time; and an exercise level based on a physiological signal corresponding to the load change of the load device. And a means for controlling the load of the load device using the estimated exercise level.
  • the exercise level is estimated based on the physiological signal responding to the load change of the load device, and the load of the load device is controlled so as to approach the exercise level, it is possible to exercise appropriately according to one's exercise ability.
  • Exercise equipment can be provided.
  • the exercise level estimating means estimates the exercise level based on a change in the physiological signal corresponding to a change in the load on the load device.
  • the exercise level estimating means estimates the anaerobic threshold as the exercise level.
  • the exercise level estimating means estimates the anaerobic threshold as an exercise level, and controls the load on the exercise equipment based on the threshold, so that exercise equipment that can more appropriately exercise appropriately according to one's exercise ability. Can be provided.
  • the exercise level estimating means includes: means for calculating the fluctuation of the heartbeat interval of each detected electrocardiogram signal; means for calculating the power of the heartbeat fluctuation; and A means is provided for determining the convergence point of the change, and the exercise load corresponding to the convergence point is estimated as the exercise level.
  • Exercise equipment that calculates the fluctuation of the heartbeat interval of the electrocardiographic signal and estimates the exercise level by finding the convergence point of the change in the power of the fluctuation with the increase in load. Can be provided.
  • the exercise equipment includes a load device that gradually increases the load with time, an electrocardiographic sensor that detects an electrocardiographic signal, and a unit that measures the heart rate of the electrocardiographic signal detected in the process of gradually increasing the load.
  • the heart rate of the electrocardiogram signal detected during the gradual increase of the load is measured, the fluctuation is calculated, and the exercise level is estimated based on the heart rate and the fluctuation of the heartbeat interval. Since the load of the load device is controlled, it is possible to provide an exercise apparatus that can grasp one's own exercise ability in more detail and perform appropriate exercise.
  • a physical strength evaluation method includes a step of gradually increasing a load with a load device, detecting an electrocardiographic signal with a gradually increasing exercise load with an electrocardiographic sensor in the increasing process, and detecting a heart rate from the detected electrocardiographic signal.
  • the fluctuation of the heart rate and the heartbeat interval is obtained, and the physical strength and the exercise level are simultaneously estimated from the fluctuations of the heart rate and the heartbeat interval.
  • the ECG sensor detects the ECG signal under the increasing exercise load, calculates the fluctuation of the heart rate and the heartbeat interval from the detected ECG signal, and estimates the physical strength and the exercise level simultaneously based on these. It is possible to provide a physical strength evaluation method capable of accurately evaluating physical strength and exercise level in time.
  • the pulsimeter includes a pulsation sensor for detecting a pulsation signal applied to the electrocardiogram, a notification unit for notifying the exercise pitch so as to gradually increase, and a pulsation during the gradual increase of the exercise. It is provided with exercise level estimating means for estimating an exercise level based on a pulse signal detected by a sensor, and pace making means based on an exercise pitch at the time of estimating the exercise level.
  • the exercise level can be estimated from the pulsation signal in the exercise increasing process with the pulsimeter, the exercise level of each individual can be easily known while exercising during the exercise in the field.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a circuit configuration of a bicycle ergometer according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an external perspective view of the bicycle ergometer.
  • FIG. 3 is a diagram showing the distribution of the anaerobic threshold for the maximum heart rate.
  • FIG. 4 is a flowchart for explaining the processing operation of AT estimation of the bicycle ergometer in the first embodiment.
  • Figures 5A and 5B show the gradual increase of the load by the exercise equipment and the entropy of the fluctuation of the heartbeat interval. It is a figure showing one change.
  • FIG. 6 is a flowchart showing an example of an exercise program according to AT.
  • FIG. 7 is a flowchart for explaining the processing operation of the bicycle ergometer in the second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram showing the relationship between the heart rate and the entropy of the fluctuation of the heartbeat interval when the load is gradually increased in the bicycle ergometer of the second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram showing the relationship between the load and the heart rate when the load is gradually increased in the bicycle ergometer according to the second embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram showing one mounting example of an electrocardiographic sensor used in the bicycle ergometer in the first and second embodiments.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of another electrocardiographic sensor used in the bicycle ergometer in the first embodiment.
  • FIG. 12 is an example showing still another example of an electrocardiographic sensor used in the bicycle ergometer in the first and second embodiments.
  • FIG. 13 is a diagram showing an example of mounting a pulse sensor used in the bicycle ergometer according to the first embodiment.
  • FIGS. 14A and 14B are diagrams showing an example of mounting a finger sphygmomanometer used in the bicycle ergometer according to the first embodiment of the present invention.
  • FIGS. 15A and 15B are diagrams for explaining respiration rate detection used in the bicycle ergometer according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 is an external perspective view of a treadmill as still another example of the exercise equipment in which the present invention is implemented.
  • FIG. 17 is a diagram showing a rowing ergometer as another example of the exercise equipment embodying the present invention.
  • FIG. 18 is a flowchart showing the processing in the second embodiment for controlling the load by calculating the power of the fluctuation of the heartbeat interval.
  • FIGS. 19A and 19B show the relationship between fluctuation power and load.
  • FIG. 20 is a block diagram showing the configuration of the pulsimeter in the fourth embodiment.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining the wearing state of the heart rate monitor to the wearer in the fourth embodiment. It is.
  • FIG. 22 is a flowchart for explaining the processing operation of the heart rate monitor in the fourth embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a circuit configuration of a bicycle ergometer as an example of the exercise equipment according to the first embodiment of the present invention.
  • This ergometer consists of an electrocardiogram sensor 1 that detects an electrocardiographic signal, a preamplifier 2 that amplifies the output signal, a filter 3 that removes noise, and an amplifier 4 that amplifies the electrocardiographic signal to an appropriate level.
  • An AD converter 5 a CPU 6 for executing various processes, a key input device 7, a display 8, and a load device (rotary load) 9.
  • FIG. 2 is an external perspective view of the bicycle ergometer according to this embodiment.
  • the bicycle ergometer includes a saddle 11, a handle 12, an operation unit 13, a pedal 14, a front leg frame 15, and a rear leg frame 16.
  • the operation unit 13 includes a key input device 7 and a display 8 (see FIG. 1).
  • a subject exercise person
  • exercises by sitting on a saddle, depressing a pedal 14, and rotating.
  • the load is applied to the pedal 14 by the load device 9 so as to have a weight corresponding to the degree of exercise intensity.
  • the electrodes of the electrocardiographic sensor 1 are attached to the subject's chest with a belt, and the detected electrocardiographic signal is wirelessly transmitted to other circuits of the operation unit 13 to process the signal.
  • FIG. 10 shows an example of mounting the electrocardiographic sensor 1.
  • Chest Benoret 41 equipped with a pair of electrodes and a transmitter is mounted on the chest of exerciser M, and a receiver (corresponding to operation unit 13 in FIG. 2) 42 is provided on handle 12.
  • FIG. 11 is a diagram showing another example of an electrocardiographic sensor used in a bicycle ergometer. Electrodes 43, 44 for detecting electrocardiogram are provided on the handle 12. Electrocardiogram is detected by grasping electrodes 43, 44 with both hands. Electrodes 4 3 and 4 4 are inside the ergometer body Connected to the circuit section of
  • FIG. 12 shows yet another example of an electrocardiographic sensor used in a bicycle ergometer.
  • three electrodes 45, 46, 47 of G (ground), + (plus), and one (minus) are attached to the chest of exerciser M. It is connected to the circuit inside the main unit via a wire 48, and is a chest lead type that detects an electrocardiographic signal.
  • Fig. 13 shows an example of a pulse sensor used in a bicycle ergometer.
  • a pulse sensor 49 is attached to the earlobe of the driver M to detect a pulse.
  • the bicycle ergometer in addition to the physical strength level display that has been shown by estimating the maximum exercise intensity such as the maximum oxygen uptake (maximum heart rate), anoxic exercise as an example of the exercise level
  • the threshold is simultaneously estimated based on heartbeat fluctuations, and displayed as aerobic exercise performance.
  • step ST1 a resting electrocardiographic signal is detected by the electrocardiographic sensor 1 (step ST1, hereinafter abbreviated as step), and a calibration operation is performed so that the signal from the electrocardiographic sensor 1 becomes a certain level (ST1). 2).
  • This calibration operation is performed by adjusting the gain of the amplifier 4 using the signal from the CPU 6.
  • PI Percent Index
  • P I (n)% ⁇ RR (n) -RR (n + 1) ⁇ / RR (n) X 100%
  • this P I is referred to as the fluctuation of the heartbeat interval.
  • the bicycle ergometer according to the present embodiment has a function of easily knowing AT. By doing this, if you set the exercise intensity for exercise programs such as weight loss and physical strength increase, if you previously reduced the maximum heart rate to 65% for weight loss and 75% for physical strength increase, 18% of AT points The ability to adapt exercise intensity to each individual's exercise level, such as decreasing, increasing, or increasing by 18%.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating an example of a process of determining exercise intensity from an estimated AT in the exercise apparatus according to this embodiment.
  • the AT point is estimated (ST 21) or the person's AT value is already known and entered from the key input device 7.
  • Input (ST22) it is next determined whether a weight loss program is specified (ST23). If the determination is YES, the load is set to 82% of AT (ST24), and the weight loss program is specified in ST23. If not, it is determined whether or not the physical strength enhancement program is designated (ST25). If the judgment is YES, the load is set to AT 118% (ST26). If the determination in ST 25 is NO, the process moves to the next other process.
  • the AT of each individual determines a percentage of the maximum heart rate (exercise intensity). This shows how well your aerobic fitness is relative to the statistical mean level.
  • this display output function can display and output not only the stamina level but also the aerobic exercise ability, so that the user can easily understand the aerobic exercise ability that could not be easily known until now. You can know.
  • the circuit configuration is the same as that shown in FIG. 1, but it has been shown by estimating the maximum exercise intensity such as the maximum oxygen uptake (maximum heart rate) so far.
  • the AT is simultaneously estimated based on the fluctuation of the heartbeat interval, and displayed and output as aerobic exercise capacity.
  • the operation starts, first, personal data such as age and gender are input by the key input device 7 (ST31). Next, it is determined whether or not only the AT is estimated (ST32). If only AT is specified from the key input device 7, and if only AT is determined, the fluctuation entropy at rest is calculated (ST33). If this agent's peak level is less than 2.0, the AT is not possible and the estimation is terminated (ST35). In this way, the estimation end when the entropy level is less than 2.0 is because subjects who have no heartbeat fluctuation from resting, have low entropy, and are difficult to determine AT even if they perform an exercise load test. In order to prevent unnecessary exercise, it is impossible to estimate the AT in advance.
  • Heart rate fluctuation entropy is 2 or more, or estimate both AT and physical strength
  • the subject measures the resting heart rate (ST36) and performs an exercise load test.
  • ST36 resting heart rate
  • an initial load value is obtained from personal data, and, for example, a ramp load that increases gradually is used (ST37, ST38).
  • ST37, ST38 a ramp load that increases gradually is used
  • the load ramp rate is also set high.
  • AT is calculated from the heart rate interval data obtained by the exercise load test, as shown in FIG. 8, to determine the relationship between the heart rate and the heart rate interval fluctuation entropy, and as the heart rate at the minimum point of the entropy.
  • the heart rate fluctuation entropy calculates the PI using the RR data and the following equation (2).
  • PI (n)% ⁇ RR (n) one RR (n + 1) ⁇ / R (n) X 100 ... (2) 128 pieces of this PI data, or the frequency in 1% increments every 2 minutes
  • P (i) fi / f is calculated
  • the entropy H is calculated by the equation (1) used in the description of FIG.
  • the physical fitness level corresponding to the maximum exercise intensity is calculated based on the heart rate at the estimated AT described above, and the heart rate change with respect to the exercise load level (W) in a certain set range, for example, ⁇ 20 kashiwa.
  • the slope is estimated by finding it as shown in FIG. If the AT could not be estimated, a similar estimate was made within a range of 20 beats, centered on the index determined by ⁇ (220—age) —resting heart rate ⁇ X0.55 + resting heart rate. Do.
  • AT and physical strength can be simultaneously and efficiently estimated from the electrocardiographic signals obtained by the exercise stress test in the shortest possible time.
  • an electrocardiographic signal is measured by an electrocardiographic sensor as a physiological signal, and the fluctuation of the heartbeat is used, but instead of the electrocardiographic signal, a DP (Double Product) (blood pressure X heart rate) or respiratory rate may be used.
  • the blood pressure during exercise can be measured, for example, by bringing the cuff 50 of the finger sphygmomanometer into contact with the handle 12 of the bicycle ergometer as shown in FIGS. 14A and 14B.
  • 51 is an air tube and a pulse wave signal line.
  • the heart rate can of course be measured by the various ECG sensors described above.
  • the measurement of the respiratory rate is performed by attaching the thermistor 53 to the nose of the exerciser M, as shown in FIGS. 15A and 15B. For example, holding the thermistor 53 with a tape 54 that widens the nostrils (see Fig. 15B) and measuring the respiratory rate by detecting temperature changes due to respiration.
  • a bicycle ergometer was used as a load device capable of changing the load, but the present invention can be applied to a treadmill shown in FIG. 16 or a row ergometer shown in FIG. 17 instead. .
  • reference numeral 21 denotes a traveling belt
  • 22 denotes an operation unit having a display unit, a key input unit, and the like.
  • the traveling belt 21 is moved by a built-in motor.
  • the athlete rides on the running belt 21 and runs at the same speed as the running belt. In this treadmill, the load can be changed by changing the rotation speed of the motor or the inclination angle of the running belt.
  • the rowing ergometer shown in FIG. 17 has a seat 31, rails 32, a power switch 33, a footrest 34, a bar 35, and an operation panel 36.
  • the athlete sits on the seat 31 and pulls the bar 35 with the rope to his / her hand, it returns to the original position and repeats. Exercise while feeling the built-in load. Even with this rowing ergometer, the load can be changed by changing the pulling force for returning to the original position of the par.
  • the sexual exercise threshold is estimated using the power of the fluctuation of the heartbeat interval.
  • the bicycle ergometer used and data obtained from the subject are the same as those in the first embodiment.
  • FIG. 18 is a flowchart showing the contents of the electrocardiographic signal processing in the second embodiment.
  • an electrocardiographic signal at rest is detected (ST51).
  • calibration is performed, measurement start is displayed, and load control is started (ST52 to ST54).
  • load control is started (ST52 to ST54). The steps up to here are the same as in the first embodiment.
  • RR interval data one cycle of a heartbeat
  • the power is the square of the difference between the previous RR interval and the current RR interval.
  • this pulse is referred to as a pulse of fluctuation of the heartbeat interval.
  • the data obtained by detecting the average value of the power data for 30 seconds in 15 seconds is used for estimating the anaerobic threshold as an example of the exercise level.
  • FIGS. 19A and 19B are diagrams showing the rate of change with time between the fluctuation power and the load.
  • the fluctuation power decreases and converges as the exercise load increases.
  • the convergence point of this fluctuation power fluctuation curve is the AT point.
  • the power of the fluctuation is lower than a predetermined base and the difference from the previous power value (power (n-1)-power (n): slope of the fluctuation curve of the fluctuation power) is predetermined. It is determined that the convergence point is reached when the value reaches the reference value or less.
  • the load is increased until an AT point is obtained (ST57).
  • the anaerobic threshold point is reached (YES in ST 56)
  • the load is reduced, and the load control ends (ST58 to ST60). This is also the same as in the first embodiment.
  • 1st or 2nd above Oxygen uptake may be determined from the load at the time of appearance of the anaerobic exercise threshold detected by any of these methods, and this may be used to control the exercise load.
  • the oxygen intake (V02) is calculated from the load at the time of the appearance of the AT using a formula, and V02 per kilogram of body weight is calculated.
  • the oxygen intake is calculated by the following equation (4).
  • V02 (m 1 / kg / min) Load (W) ⁇ 0.232 X 14.3 ⁇ 5.0 ⁇ Weight (kg)-(4)
  • 0.232 indicates that the exercise efficiency of the bicycle ergometer is 23.2%
  • 5.0 is 1 liter. It is a conversion factor that consumes 5.0 kca 1 at the oxygen consumption of. The result of the operation is as follows.
  • AT in healthy subjects occurs at about 55% of the maximal oxygen uptake (V ⁇ 2max), so that 55% of the standard value of VO2max at each age is set to the standard value of the anaerobic threshold.
  • Physical fitness measurements are taken as values.
  • the method of detecting the anaerobic threshold as an example of the exercise level described in the first to third embodiments is applied to a pulsimeter such as a heart rate monitor.
  • FIG. 20 shows the configuration of a heart rate monitor according to this embodiment.
  • a heart rate monitor according to this embodiment includes a heart rate sensor 61, a preamplifier 62 for amplifying a heart rate signal detected by this heart rate sensor 61, a filter 63 for removing noise, and an amplifying filter.
  • An amplifier 64 for further amplifying the filtered heartbeat signal, an AZD converter 65, a CPU 66 for performing various processes such as estimating an anaerobic threshold, a key input device 67, a display 68, A memory 69 and an alarm 70 are provided.
  • the alarm 70 when the heart rate reaches the AT level, the alarm 70 notifies the user of the anaerobic threshold level.
  • the indicator 68 indicates that the anaerobic threshold level is attained.
  • a display 68 and an alarm 70 indicate the pace of exercise at the anaerobic threshold level.
  • the exercise time in the target zone set based on the anaerobic exercise threshold and the exercise time at an exercise intensity stronger or weaker than this range are calculated and displayed on the display 68. Each exercise time is stored in the memory 69.
  • FIG. 21 shows an example of wearing the heart rate monitor according to this embodiment.
  • the heart rate monitor includes a housing 71 and an arm-clock type main body 72.
  • the housing 71 includes an electrocardiographic electrode 73 and a transmission section 74, and the main body 72 receives the transmitted heart rate signal.
  • a transmitting unit and a receiving unit are provided between the preamplifier 62 and the A / D converter 65 in the circuit shown in FIG.
  • the main body 72 is a wristwatch type, the main body may be a box having an operation panel or the like depending on the form of exercise.
  • the annunciator 70 exercises at a pitch corresponding to walking.
  • the heart rate data at this time is taken into CPU6.
  • the anaerobic threshold is estimated (ST73).
  • the pitch is gradually increased, the heart rate data is taken into the CPU 66, the RR interval data is extracted, and the PI is calculated.
  • PI is obtained by the above equation (2).
  • This PI data is divided into 128 data or every 2 minutes in 1% increments.
  • the heart rate at this time is stored in the memory 69 as the AT heart rate and the pitch as the AT pitch, and displayed on the display 68 and notified by the alarm 70 (ST75).
  • the exercise pace is made at the AT pitch, and the pace of the exercise is indicated by the display 68 and the alarm 70 (ST76).
  • the exercise time in the target zone set based on the AT pitch and whether the exercise intensity is stronger or weaker than this range are determined (ST78). In accordance with this determination, “adequate” is displayed (ST79), “strong” is displayed (ST80), and “weak” is displayed (ST81), and the exercise time at each exercise intensity is stored and displayed in the memory 69. It is displayed on the container 68 (ST82). This may either only be displayed on the display 68 or stored in the memory 69.
  • a pulse sensor 61a is used instead of the heart rate sensor 61 of the heart rate monitor shown in FIG. 21, it becomes a pulse meter and can be applied as a pulse meter similar to the heart rate meter.
  • the detection of the anaerobic threshold was performed using entropy.However, the present invention is not limited to this, and the detection of the anaerobic threshold using the second or third embodiment may be performed. Good.
  • the anaerobic threshold was used as the exercise level.
  • the present invention is not limited to this.
  • Other data based on a change in the physiological signal corresponding to a change in the load of the load device may be used.
  • the exercise level may be obtained by using this.
  • the exercise apparatus estimates the anaerobic threshold based on the electrocardiogram signal responding to the load change of the load device, and controls the load based on the estimated value.
  • Exercise equipment that can perform appropriate exercise according to physical strength can be provided.

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Description

明細書 運動機器、 体力評価方法および拍動計 技術分野
この発明は、 自転車ェルゴメータ、 トレッ ドミル、 口一^ f ングエルゴメータな どの運動機器、 体力評価方法および拍動計に関する。 背景技術
この発明に興味のある、 運動レベルを決定する装置おょぴ方法がたとえば国際 公開第 WO 9 6ノ2 0 6 4 0号公報に開示されている。 同公報によれば、 トレー ユングに従事している人の心拍数をモニタし、 その心電図信号からたとえば Q R S複合波形を測定してそれによつて心拍数を計算し、 その心拍数から導かれたス ぺクトルのパワーに基づいてトレーニング中の人の運動レベルを決定する方法が 開示されている。
従来の他の運動をしている人の筋持久力測定装置や筋持久力測定方法がたとえ ば特公平 7— 3 8 8 8 5号公報に開示されている。 同公報によれば、 運動してい る人の負荷が心拍数と収縮期血圧との積で算出され、 それに基づいて持久力が算 出されている。
従来のトレーニングや運動をしている人の負荷は上記のように測定されてきた。 このような方法を用いると運動やトレーニングをしている人の負荷の推定が可能 であった。
—方で、 従来健康の維持増進のために自転車ェルゴメータ等の運動機器が市販 されている。 従来の運動機器としては、 年齢、 性別等を入力することで、 予め統 計的に決められた運動強度による運動プログラムを付加するものがあった。 また 体力レベル評価としては、 運動負荷に対する脈拍等の変化等により最大酸素摂取 量を推定する方法を採用したものなどがあった。
ところで、 安全かつ効果的運動の手法として、 血中乳酸が持続的に増加するこ となく行なえ得る運動強度の閾値である無酸素性運動閾値 (Anaerobic Threshold, 以下、 A Tと略す場合がある) がある。 この ATの計測には、 従来、 採血して乳酸値を計測する侵襲的計測法、 呼気ガス分析による呼気の二酸化炭素 分圧、 酸素分圧変化から求める拘束的手法がある。
また、 従来の体力評価方法としては、 運動負荷に対する脈拍数の変化等により、 最大酸素摂取量、 最大運動強度、 最大心拍数などを推定する方法などがあった。
しかしながら、 上記した従来の運動レベルを決定する装置や運動機器にあって は、
① 運動レベル決定装置や方法によって得られたデータは単に生理学的にトレ 一二ングゃ運動における運動レベルを決定するためだけに用いられており、 有効 活用されていなかった。
②運動強度の設定が各個人の運動能力に適合しておらず、 目的とする運動効果 が十分に得られない。
③ 各個人の運動能力に適合した運動強度としては、 A Tが最適とされている が、 計測には吸気ガス分析器のような大掛かりな装置が必要であり、 計測も高速 的であり、. 実用的に運動機器に搭載することができない。
④ 体力手法として重要な有酸素的運動能力を示す ATは、 上記③の理由によ り、 運動機器において判定、 表示することができない。 といった問題点があった。 この発明は上記のような問題点に着目してなされたものであって、 運動レベル を簡単容易に、 かつ適格に知り得てその値を用いて効果的にトレーニングができ る運動機器を提供することを目的とする。
この発明の他の目的は、 無酸素性運動閾値を簡単容易に、 かつ適格に知り得て その値を用いて効果的にトレーニングができる運動機器を提供することである。 この発明のさらに他の目的は、 体力および運動レベルを同時に簡便に知ること ができ、 かつ自分の運動能力をより詳細に把握でき、 適切な運動ができ、 しかも なるべく短時間で精度よく、 体力および運動レベルを評価し得る運動機器および 体力評価方法を提供することを目的とする。
この発明のさらに他の目的は、 運動レベルを簡単容易にかつ適格に知り得る心 拍計を提供することである。 発明の開示
この発明に係る運動機器は、 負荷を変化可能な負荷装置と、 生理信号を非侵襲 で経時的に測定する生理信号測定手段と、 負荷装置の負荷変化に対応する生理信 号に基づいて運動レベルを推定する運動レベル推定手段と、 推定された運動レべ ルを用いて前記負荷装置の負荷を制御する手段を備える。
負荷装置の負荷変化に応答する生理信号に基づいて運動レベルを推定して、 そ の運動レベルに近づくよう負荷装置の負荷を制御するため、 自分の運動能力に応 じた適切な運動が可能な運動機器が提供できる。
好ましくは、 運動レベル推定手段は、 負荷装置の負荷の変化に対応する生理信 号の変化に基づいて運動レベルを推定する。
さらに好ましくは、 運動レベル推定手段は運動レベルとして無酸素性運動閾値 を推定する。
運動レベル推定手段は運動レベルとして無酸素性運動閾値を推定し、 それに基づ レ、て運動機器の負荷を制御するため、 より効率よく自分の運動能力に応じた適切 な運動が可能な運動機器が提供できる。
この発明のある局面においては、 運動レベル推定手段は、 検知された各心電信 号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのパワーを算出する 手段と、 負荷の増加に対するパワーの変化の収束点を求める手段と備え、 収束点 に対応する運動負荷を運動レベルと推定する。
心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出し、 負荷の増加に対するゆらぎのパワーの 変化の収束点を求めて運動レベルを推定するため、 短時間で精度よく、 運動レべ ルを評価し得る運動機器が提供できる。
この発明の他の局面においては、 運動機器は時間とともに負荷を漸増する負荷 装置と、 心電信号を検知する心電センサと、 負荷の漸増過程で検知した心電信号 の心拍数を計測する手段と、 心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、 心 拍数と心拍間隔のゆらぎとに基づレ、て、 運動レベルを推定する運動レベル推定手 段と、 この運動レベル推定手段で推定された運動レベル前後での負荷変化に対す る心拍数変化の傾きにより体力を推定する手段と、 推定された体力に近づくよう 負荷装置を制御する手段とを含む。 負荷の漸増過程で検知した心電信号の心拍数を計測し、 そのゆらぎを算出して 心拍数と心拍間隔のゆらぎとに基づいて運動レベルを推定しこの推定された運動 レベルの前後になるよう負荷装置の負荷を制御するため、 自分の運動能力をより 詳細に把握でき、 適切な運動ができる運動機器を提供することができる。
この発明のさらに他の局面においては、 体力評価方法は、 負荷装置で負荷を漸 増し、 その漸増過程で心電センサで漸増する運動負荷で心電信号を検知し、 検知 した心電信号から心拍数と心拍間隔のゆらぎを求め、 この心拍数と心拍間隔のゆ らぎから体力と運動レベルとを同時に推定する。
心電センサで漸増する運動負荷での心電信号を検知し、 検知した心電信号から 心拍数と心拍間隔のゆらぎを求めこれらをもとに体力と運動レベルとを同時に推 定するため、 短時間で精度よく体力、 運動レベルとを評価し得る体力評価方法を 提供できる。
この発明のさらに他の局面においては、 拍動計は心電にかかる拍動信号を検出 する拍動センサと、 運動ピッチを漸増するように報知する報知手段と、 運動の漸 増過程で拍動センサで検知される拍動信号に基づいて運動レベルを推定する運動 レベル推定手段と、 この運動レベルの推定時の運動ピッチに基づき、 ペースメー クする手段とを備える。
拍動計で運動漸増過程における拍動信号より、 運動レベルを推定し得るので、 フィールドでの運動中において運動しながら各個人の運動レベルを簡便に知るこ とができる。 図面の簡単な説明
図 1はこの発明の一実施の形態における自転車ェルゴメータの回路構成を示す ブロック図である。
図 2は自転車ェルゴメータの外観斜視図である。
図 3は最大心拍数に対する無酸素性運動閾値の分布を示す図である。
図 4は第 1実施例における自転車ェルゴメータの AT推定の処理動作を説明す るためのフローチヤ一トである。
図 5 A, 5 Bは運動機器による負荷の漸増と、 心拍間隔のゆらぎのエントロピ 一変化を示す図である。
図 6は ATに応じた運動プログラムの一例を示すフローチヤ一トである。 図 7は第 2実施例における自転車エルゴメ一タの処理動作を説明するためのフ ローチャートである。
図 8は第 2実施例における自転車ェルゴメータにおいて、 負荷を漸増した場合 の心拍数と心拍間隔のゆらぎのエントロピーの関係を示す図である。
図 9は第 2実施例における自転車ェルゴメータにおいて、 負荷を漸増した場合 の負荷と心拍数の関係を示す図である。
図 1 0は第 1および第 2実施例における自転車エルゴメータで使用される心電 センサの 1つの装着例を示す図である。
図 1 1は第 1実施例における自転車ェルゴメータで使用される他の心電センサ の例を示す図である。
図 1 2は第 1および第 2実施例における自転車ェルゴメータで使用されるさら に他の心電センサの例を示す例である。
図 1 3は第 1実施例に係る自転車ェルゴメータで使用される脈拍センサの装着 例を示す図である。
図 1 4 A, 1 4 Bはこの発明の第 1実施例に係る自転車ェルゴメータで使用さ れる指用血圧計の装着例を示す図である。
図 1 5 A, 1 5 Bはこの発明の第 1実施例に係る自転車ェルゴメータで使用さ れる呼吸数検出を説明するための図である。
図 1 6はこの発明が実施されるさらに他の運動機器の例としてトレッドミルを 外観斜視図である。
図 1 7はこの発明が実施される他の運動機器の例としてローイングエルゴメー タを示す図である。
図 1 8は心拍間隔のゆらぎのパワーを算出して負荷を制御する第 2実施例にお ける処理内容を示すフローチヤ一トである。
図 1 9 A, 1 9 Bはゆらぎのパワーと負荷の関係を示す図である。
図 2 0は第 4実施例における拍動計の構成を示すブロック図である。
図 2 1は第 4実施例における心拍計の装着者への装着状態を説明するための図 である。
図 2 2は第 4実施例における心拍計の処理動作を説明するためのフローチヤ一 トである。 発明を実施するための最良の形態
以下この発明の実施例を図面を参照して説明する。
( 1 ) 第 1実施例
図 1はこの発明の第 1実施例に係る運動機器の一例である自転車ェルゴメータ の回路構成を示すブロック図である。 このエルゴメータは、 心電信号を検知する 心電センサ 1と、 その出力信号を増幅するプリアンプ 2と、 ノイズを除去するた めのフィルタ 3と心電信号をさらに適正なレベルまで増幅するアンプ 4と、 A D変換器 5と、 種々の処理を実行する C P U 6と、 キー入力装置 7と、 表示器 8 と、 負荷装置 (回転負荷) 9とを備えている。
図 2はこの実施例に係る自転車ェルゴメータの外観斜視図である。 図 2を参照 して、 自転車ェルゴメータはサドル 1 1と、 ハンドル 1 2と、 操作部 1 3と、 ぺ ダル 1 4と、 前脚フレーム 1 5と、 後脚フレーム 1 6とを含む。 操作部 1 3はキ 一入力装置 7と、 表示器 8 (図 1参照) とを含む。 このエルゴメータでは、 被験 者 (運動者) がサドルに腰掛けてペダル 1 4を踏み、 回転することによって運動 を行なう。 ペダル 1 4は運動強度の度合に応じた重みとなるように負荷装置 9に よって負荷が加えられている。 負荷が大きいと、 ペダル 1 4を一定数回転するの に、 当然多くの運動量を要するのである。 心電センサ 1の電極は、 被験者の胸に ベルトで装着され、 検出した心電信号は無線で操作部 1 3のその他の回路に送信 され、 信号が処理される。
図 1 0はこの心電センサ 1の装着例を示している。 運動者 Mの胸に 1対の電極 および送信部を備えたチェストべノレト 4 1が装着されハンドル 1 2に受信部 (図 2の操作部 1 3に相当) 4 2が設けられている。
図 1 1は自転車ェルゴメータで使用される心電センサの他の例を示す図である。 ハンドル 1 2に心電検出用の電極 4 3, 4 4が設けられている。 両手で電極 4 3, 4 4を握ることにより心電が検出される。 電極 4 3, 4 4はェルゴメータ本体内 の回路部に接続されている。
図 1 2は自転車エルゴメータで使用されるさらに他の心電センサの例を示して いる。 図 1 2を参照して、 G (グランド) 、 + (プラス) 、 一 (マイナス) の 3 個の電極 4 5, 4 6, 4 7が運動者 Mの胸に貼付けられている。 有線 4 8で本体 内の回路部に接続され、 心電信号を検出する胸部誘導型のものである。
図 1 3は自転車ェルゴメータで使用される脈拍センサの例を示したもので、 運 動者 Mの耳たぶに脈拍センサ 4 9を取付け、 脈拍を検出する。
従来のェルゴメータ等の運動機器では、 運動レベルの一例として、 年齢等を入 力して決められた最大心拍数 (最大運動強度) に対し、 A Tポイントが約 5 5 % 程度にあるという統計データをもとに、 減量、 体力増強のような運動プログラム が決められていた。
し力 し、 AT実測値が最大心拍数の何%であるかを実際に計測したところ、 図 3に示すように、 ATはかなりの個人差がある。 図 3は 2 4人の男子学生にっき、 最大心拍数を 1 0 0 %とした場合の各人の AT実測値の分布を示したものである。 それゆえ、 従来のように統計的に決められた運動強度での運動プログラムは、 各 個人には必ずしも最適ではない。
この実施例に係る自転車ェルゴメータでは、 これまでの最大酸素摂取量 (最大 心拍数) のような最大運動強度の推定により示されていた体力レベル表示に加え、 運動レベルの一例として、 無酸素性運動閾値を心拍ゆらぎにより、 同時に推定し、 有酸素運動能力として表示出力するようになっている。
次に、 図 4に示すフローチャートにより、 この実施例に係る自転車エルゴメー タの処理動作を説明する。 キー入力装置 7からの測定開始キー押下情報が C P U 6に入力されると、 測定を開始する。 まず、 安静時心電信号を心電センサ 1で検 出し (ステップ S T 1、 以下ステップを略す) 、 この心電センサ 1からの信号が、 ある一定レベルになるようにキャリブレーション動作を行なう (S T 2 ) 。 この キャリブレーション動作は、 C P U 6からの信号でアンプ 4でゲインを調整する ことにより行なわれる。
表示器 8に、 「測定開始」 を表示し (S T 3 ) 、 負荷装置 9の制御を開始する ( S T 4 ) 。 負荷装置 9の負荷として、 毎分 1 5 W [ヮット] のランプ負荷を与 える。 心電信号のピーク値検出を行なうことにより、 RR間隔データ (心拍の 1 周期) を算出する。 算出された RRデータにより P I (Percent Index) を算出 する (ST5) 。 ここで P Iは、 前回の 1周期に対する前回と今回の 1周期の差 の比を%で示したものであり、 次式で求められる。
P I (n) %= {RR (n) -RR (n+ 1) } /RR (n) X 100 % ここでは、 この P Iを心拍間隔のゆらぎと称している。
この P Iデータを 128データ分、 あるいは 2分間ごとの区間で 1 %刻みでの 度数分布を算出し、 P (i) = f (i) / f より、 式 (1) により、 心拍間隔の ゆらぎのエントロピー Hを算出する (ST6) 。
H = -^P(i)log2P (り… (1) 続いて、 ATポイントに達したか否かを判別し (ST7) 、 図 5A, 5Bに示 すように運動量の増加に対し、 エントロピーが減少している場合は判定 NOで負 荷を漸増し (ST8) 、 その都度 P I値およびエントロピー算出を続ける (ST 5, ST6) 。 図 5 Aに示すように、 エントロピー偏極点 (極小点) に達すると、 この点が ATポイントであり、 この ST 7の判定 YE Sで結果が表示器 8に表示 する (ST9) 。 結果は ATポイントでの心拍数 (b PM) 、 負荷強度 (W) 、 時間 (m i n) などである。 結果を表示させた後、 負荷を減少させ、 クールダウ ンを行なう (ST 10) 。 1分間のクールダウンの後、 負荷を停止し、 制御を終 了する (ST1 1) 。
この実施の形態に係る自転車エルゴメータでは、 簡便に ATを知ることができ る機能を有している。 これにより、 たとえば減量、 体力増強等の運動プログラム の運動強度設定を行なえば、 従来は減量では最大心拍数の 65 %、 体力増強では 75%と決められていたものに対し、 ATポイントの 18%減、 あるレ、は 18% 増というように運動強度を各個人の運動レベルに適合させることができるように なる。
図 6はこの実施例に係る運動機器において、 推定された ATから運動強度を決 定する処理の一例を示すフローチャートである。 ATポイントが推定される (S T 21) か、 あるいはその人の AT値が既に既知であり、 キー入力装置 7から入 力される (ST22) と、 次に減量プログラムが指定されているかを判定し (S T23) 、 判定が YESの場合は、 負荷を ATの 82%とし (ST24) 、 ST 23で減量プログラムは指定されていない場合はさらに続いて、 体力増強プログ ラムが指定されているかどうかを判定する (ST25) 。 判定が YESであれば、 負荷を AT 1 18%とする (ST26) 。 S T 25で判定が N Oの場合は、 さら に次の他の処理に移る。
またこの実施例に係る自転車ェルゴメータにおいては、 最大心拍数 (運動強 度) と ATの両者を簡単に推定することができるので、 各個人の ATが最大心拍 数 (運動強度) の何%かを示すことで、 統計的平均レベルに対しての有酸素運動 能力がどの程度かを知ることができる。 この運動機器において、 この表示出力機 能により、 単なる体力レベルだけでなく、 有酸素運動能力も表示出力でき、 ユー ザには、 これまで手軽に知ることができなかった有酸素運動能力を簡便に知るこ とができる。
さらに他の実施例に係るェルゴメータについて説明する。 この実施例に係る自 転車ェルゴメータでは、 回路構成は図 1に示すものと同様であるが、 これまでの 最大酸素摂取量 (最大心拍数) のような最大運動強度の推定により示されていた 体力レベルの表示に加え、 ATを心拍間隔のゆらぎにより同時に推定し、 有酸素 運動能力として表示出力するようなっている。
この実施例に係る運動機器の全体動作を図 7に示すフローチャートにより説明 する。 動作がスタートすると、 まず年齢、 性別等の個人データがキー入力装置 7 により入力される (ST31) 。 次に、 ATのみの推定か否かが判断される (S T32) 。 キー入力装置 7から ATのみの指定がなされており、 ATのみの判定 の場合には、 安静時のゆらぎエントロピーが算出され (ST33) 。 このェント 口ピーレベルが 2. 0未満の場合は AT推定不能として推定が終了する (ST3 5) 。 このように、 エントロピーレベルが 2. 0未満の場合に推定終了とするの は、 被験者によって安静時から心拍ゆらぎがなく、 エントロピーが低く運動負荷 テストを行なっても AT判定が困難と想定される被験者に対しては、 予め AT推 定不可能とし不必要な運動をさせることを防ぐためである。
心拍ゆらぎエントロピーが 2以上、 あるいは ATおよび体力の両者を推定する 被験者は、 安静時の心拍数を計測して (ST36) 、 運動負荷テストを行なう。 この際、 運動負荷パターンは個人データから負荷初期値を求め、 たとえば漸増す るランプ負荷が用いられる (ST37, ST38) 。 つまり、 個人の体力レベル が異なるのにもかかわらず、 同一のパターンを用いることは非効率なので、 年齢、 性別等の個人データにより、 体力レベルが高い被験者には、 初期値として運動負 荷レベルを高くし、 負荷の漸増速度も高く設定される。 もっとも、 推定精度を維 持するため、 この場合あるレベル以上、 たとえば 40Wノ分以上の負荷漸増速度 は適用しない。
運動負荷テスト終了後、 体力および ATレベルが推定される (ST39) 。 続 いて AT推定が可であつたか否かを判断し (ST40) 、 AT推定不可能の場合 は、 推定された体力レベル (最大心拍数) から統計的な ATレベル、 たとえば最 大心拍数の 55%により ATを推定し (ST41) 、 体力レベルとともに出力す る (ST42) 。 ST 40において AT推定可の場合にも、 同様に体力レベルと ともに判定した ATレベルを出力する (ST42) 。
上記した体力テスト、 ATテストは以下のようにして行なう。 ATは、 運動負 荷テストにより得られた心拍間隔データより図 8に示すように心拍数と心拍間隔 ゆらぎェントロピーとの関係を求め、 ェントロピー最小点での心拍数として算出 される。
心拍間隔ゆらぎエントロピ一はまず RRデータおよび次の式 (2) を用いて P Iを算出する。
P I (n) %= {RR (n) 一 RR (n+ 1) } /R (n) X 100··· (2) この P Iデータを 128個、 あるいは 2分間ごとの区間で 1%刻みの度数分布 を算出し、 P ( i ) = f i/f を求め、 エントロピー Hを図 4の説明で使用した 式 (1) の式により算出する。
次に、 最大運動強度に対応する体力レベルは、 上記推定された ATでの心拍数 を中心に、 ある設定された範囲、 たとえば ±20柏での運動負荷レベル (W) に 対する心拍数変化の傾斜を、 図 9に示すように求めることにより推定する。 また、 AT推定できなかった場合は、 { (220—年齢) —安静時心拍数 } X0. 55 +安静時心拍数によって決定される指数を中心に土 20拍の範囲で同様の推定を 行なう。
以上のように、 運動負荷テストによる心電信号から ATおよび体力を同時にか つなるべく短時間で効率的に推定できる。
なお、 上記各実施例において、 生理信号として心電信号を心電センサで測定し、 心拍のゆらぎを用いるものについて説明したが、 生理信号として、 心電信号に代 えて D P (Double Product) (血圧 X心拍数) や呼吸数を用いてもよい。 運動中 の血圧は、 たとえば図 1 4 A, 1 4 Bに示すように指用血圧計のカフ 5 0を自転 車ェルゴメータのハンドル 1 2に接することにより測定できる。 図 1 4 Bにおい て、 5 1は空気チューブおよび脈波信号線である。 心拍数はもちろん上記した各 種の心電センサによって計測できる。 また、 呼吸数の測定は、 図 1 5 A, 1 5 B に示すように、 運動者 Mの鼻にサーミスタ 5 3を装着することによつて行なう。 たとえば、 鼻穴を広げるテープ 5 4などでサーミスタ 5 3を保持し (図 1 5 B参 照) 、 呼吸による温度変化を検出することによって呼吸数を計測できる。
また、 上記各実施例で負荷を変化可能な負荷装置として、 自転車ェルゴメータ を用いたが、 これに代えて図 1 6に示すトレッ ドミルや図 1 7に示すローイング ェルゴメータ等にも本発明は適用できる。
図 1 6において、 2 1は走行ベルトであり、 2 2は表示部、 キー入力部等を有 する操作部で、 電源スィッチ 2 3をオンすると、 内蔵するモータによって走行べ ノレト 2 1が移動する。 運動者はこの走行ベルト 2 1上に乗り、 走行ベルトの速度 を合わせランニングする。 このトレッドミルにおいて、 モータの回転数、 あるい は走行ベルトの傾斜角を変化させることにより、 負荷を変化させることができる。 図 1 7に示すローイングエルゴメータはシート 3 1とレール 3 2と電源スィッ チ 3 3とフッ トレスト 3 4とバー 3 5と操作パネル 3 6とを有する。 シート 3 1 に運動者が座り、 ロープ付のバー 3 5を手元まで引張ると、 再度元の位置に戻し、 これを繰返す。 内蔵の負荷力を感じながら運動を行なう。 このローイングエルゴ メータでも、 パーの元位置に復帰しょうとする引張力を変化させることにより、 負荷を変化させることができる。
( 2 ) 第 2実施例
以下この発明の第 2実施例について説明する。 第 2実施例においては、 無酸素 性運動閾値を心拍間隔のゆらぎのパワーを用いて推定する。 第 2実施例において も、 使用される自転車ェルゴメータや被験者から得られるデータについては第 1 実施例と同様である。
図 18ほ第 2実施例における心電信号処理の処理内容を示すフローチヤ一トで ある。 図 18を参照して、 この実施例においては、 まず安静時の心電信号の検出 を行なう (ST51) 。 次いでキャリブレーションを行ない、 測定開始を表示し て負荷の制御を開始する (ST52〜ST54) 。 ここまでは第 1実施例と同様 である。
第 2実施例においては、 心電センサ 1からの心電信号のピーク検出を行ない、 RR間隔データ (心拍の 1周期) を算出する。 そして RR間隔データをもとに以 下の式 (3) を用いてパワー (power) を算出する。
p owe r (n) [m s 2] = {RR (n— 1) — RR (n) } 2- (3) すなわちパワーは前回の R R間隔と今回の R R間隔の差を二乗したものである。 ここでこのパヮ一を心拍間隔のゆらぎのパヮ一と称する。 このパヮ一データの 3 0秒間の平均値を 15秒間で検出したものを運動レベルの一例としての無酸素性 運動閾値の推定に用いている。
次いで ST 56で ATポイントに達したか否かを判別する。 図 19A, 19 B はゆらぎのパワーと負荷との時間による変化の割合を示す図である。 図 19A, 図 19 Bに示すように、 運動負荷の増加に伴いゆらぎのパワーは減少し収束する。 このゆらぎのパワーの変動曲線の収束点が ATポイントである。 ここでは、 ゆら ぎのパワーが予め定めた基底 を下回り、 かつ前回のパワー値との差 (p owe r (n— 1) -p owe r (n) :ゆらぎパワーの変動曲線の傾き) が予め定め た基準値以下に達した場合収束点と判断する。
ATポイントが得られるまで負荷が増加される (ST57) 。 無酸素性運動閾 値ポイントに達すると (ST 56で YES) 、 その結果が表示され、 負荷が減少 されて負荷の制御が終了する (ST58〜ST60) 。 ここも第 1の実施例と同 様である。
(3) 第 3実施例
次にこの発明の第 3実施例について説明する。 上記した第 1または第 2のいず れかの方法によって検出した無酸素性運動閾値出現時の負荷から酸素摂取量を求 め、 これを用いて運動の負荷を制御してもよい。 この酸素摂取量の算出には、 換 算式により AT出現時の負荷から酸素摂取量 (V02) を算出し、 体重 1キログ ラム当りの V02を求める。
たとえば、 体重 70 k gの人が自転車エルゴメ一タ運動の 100Wで ATが出 現した場合は次の式 (4) で酸素摂取量を求める。
V02 (m 1 /k g/m i n) =負荷 (W) ÷ 0. 232 X 14. 3÷5. 0 ÷体重 (k g) - (4)
ここで、 0. 232は自転車ェルゴメータの運動効率が 23. 2%であること を示し、 14. 3は、 1ワット =14. 3 c a 1 /分の換算係数であり、 5. 0 は 1リツトルの酸素消費量で 5. 0 k c a 1消費するという換算係数である。 演 算結果は次のようになる。
V02 (m 1 /k g/m i n) = 100÷0. 232 X 14. 3 ÷ 5. 0 ÷ 7 0=1 7. 6
これは、 無酸素性運動閾値時の VO 2が 17. 6 (ml/k g/m i n) とな ることを示す。
一般に健常者での ATは、 最大酸素摂取量 (V〇2ma x) の約 55%で出現 することから、 各年齢での VO 2 ma xの標準値の 55%を無酸素性運動閾値の 標準値として体力測定を行なう。
(4) 第 4実施例
次にこの発明の第 4実施例について説明する。 第 4実施例においては、 第 1〜 第 3実施例で述べた運動レベルの一例としての無酸素性運動閾値の検出方法が心 拍計等の拍動計に適用される。
この実施例に係る心拍計の構成を図 20に示す。 図 20を参照して、 この実施 例に係る心拍計は、 心拍センサ 61と、 この心拍センサ 61で検出された心拍信 号を増幅するプリアンプ 62と、 ノイズを除去するフィルタ 63と、 増幅'フィ ルタリングされた心拍信号をさらに増幅するアンプ 64と、 AZD変換器 65と、 無酸素性運動閾値を推定する等の種々の処理を実行する C P U 66と、 キー入力 装置 67と、 表示器 68と、 メモリ 69と報知器 70とを備えている。 この実施例に係る心拍計では、 心拍が ATレベルに達すると報知器 70によつ て無酸素性運動閾値レベルであることを報知する。 また、 同様に表示器 68によ つて無酸素性運動閾値レベルであることが表示される。 さらに、 表示器 68、 報 知器 70によって無酸素性運動閾値レベルでの運動のペースを指示する。 また、 無酸素性運動閾値を基準に設定されたターゲットゾーンでの運動時間と、 この範 囲より強いあるいは弱い運動強度での運動時間を算出し、 表示器 68によって表 示する。 またそれぞれの運動時間をメモリ 69に貯える。
図 21はこの実施例に係る心拍計の装着例を示す。 この心拍計は筐体 71と腕 時計式の本体 72とからなり、 筐体 71には心電電極 73と送信部 74とを備え、 本体 72は送信されてくる心拍信号を受信する。 回路としては、 図 20に示した 回路のプリアンプ 62から A/D変換器 65の間のいずれかに送信部、 受信部を 設けることになる。 本体 72は腕時計式のものであるが、 運動形態によっては、 本体は操作パネル等を有する箱体であってもよい。
次にこの実施の形態に係る心拍計の処理動作を図 22に示すフローチャートに より説明する。 キー入力装置 7から CPU 6に開始キー押下情報が入力されると、 測定が開始され、 まず ATモードか否かが判定される (ST71) 。 この判定で AT入力モードであるなら、 以前に測定した ATピッチなどを入力するか、 また はメモリ 69から読出す (ST77) 。 そして、 その後 ST 76移行の処理を実 行する。 ST 76以降の処理については後述する。
ST71において、 AT入力モードではなく、 AT推定を行なう場合には、 ま ず安静状態を報知器 70により指示し、 安静時心拍データを CPU 66に入力す る。 このとき、 心拍センサ 61からの信号がある一定レベルになるようにキヤリ ブレーシヨンを行なう (ST72) 。
次に報知器 70により歩行に相当するピッチで運動させる。 このときの心拍デ —タを CPU 6に取込む。 そして、 無酸素性運動閾値を推定する (ST73) 。 この無酸素性運動閾値の推定はピッチを漸増させ、 心拍データを CPU 66に取 込み、 RR間隔データを抽出し、 P Iを算出する。 ここで P Iは上記した式 (2) で求める。
この P Iデータを 128データ分、 あるいは 2分間ごとの区間で 1 %刻みでの 度数分布を算出し、 P (i) = f (i) Zf より上記した第 1実施例と同様に式 2に従ってェント口ピ一の極小点を検出し無酸素性運動閾値推定を行なう (S T 73, ST 74) 。
このときの心拍数を AT心拍数、 ピッチを ATピッチとしてメモリ 69に記憶 するとともに、 表示器 68で表示し、 報知器 70で報知する (ST75) 。 次に ATピッチで運動ペースメークを行ない、 表示器 68および報知器 70に よって運動のペースを指示する (ST76) 。 そして、 ATピッチを基準に設定 したターゲットゾーンでの運動時間およびこの範囲より強いあるいは弱い運動強 度であるかを判定する (ST78) 。 この判定に応じ、 それぞれ 「適正」 を表示 (ST79) 、 「強い」 を表示 (ST80) 、 「弱い」 を表示 (ST81) し、 それぞれの運動強度での運動時間をメモリ 69に記憶するとともに表示器 68に 表示する (ST82) 。 これは表示器 68に表示するかまたはメモリ 69に記憶 するのかのいずれかのみを行ってもよい。
なお、 図 21に示した心拍計の心拍センサ 61に代えて、 脈拍センサ 61 aを 用いれば脈拍計となり、 心拍計と同様の拍動計として適用できる。
また第 4実施例においてはエントロピを用いて無酸素性運動閾値の検出を行つ たが、 これに限らず、 第 2または第 3実施例を用いて無酸素性運動閾値の検出を 行ってもよい。
また、 上記実施例では、 運動レベルとして無酸素性運動閾値を用いて説明した がたが、 これに限らず、 負荷装置の負荷の変化に対応した生理信号の変化に基づ いた他のデータを用いて運動レベルを求めてもよいのは言うまでもない。 産業上の利用可能性
以上のように、 この発明に係る運動機器は負荷装置の負荷変化に応答する心電 信号に基づいて無酸素性運動閾値を推定し、 その推定値をもとに負荷を制御する ため、 それぞれの体力に応じた適正な運動を行なうことができる運動機器が提供 できる。

Claims

請求の範囲
1 . 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用いて前記負荷装置の負荷を変化させる、 運動機 on
2 . 前記運動レベル推定手段は、 前記負荷装置の負荷の変化に対応する前記生理 信号の変化に基づいて運動レベルを推定する、 請求項 1に記載の運動機器。
3 . 前記運動レベル推定手段は前記運動レベルとして無酸素性運動閾値を推定す る、 請求項 2に記載の運動機器。
4 . 前記負荷装置は時間とともに負荷を漸増し得るものであり、
前記生理信号測定手段は心電信号を検知する心電センサであり、
前記運動レベル推定手段は前記負荷の漸増課程で検知された心電信号に基づい て運動レベルを推定する、 請求項 1〜3のいずれかに記載の運動機器。
5 . 前記心電センサはダリップ部に設けられた電極により心電信号を検出する、 請求項 4に記載の運動機器。
6 . 前記心電センサは、 チェストベルトに 1対の電極と送信部を備えるものであ る、 請求項 4に記載の運動機器。
7 . 前記心電センサは、 電極が粘着手段により運動者の胸部に貼付される胸部誘 導式のものである、 請求項 4に記載の運動機器。
8 . 前記運動レベル推定手段は、 検知された各心電信号の心拍間隔のゆらぎに基 づいて、 前記無酸素性運動閾値を推定する、 請求項 4に記載の運動機器。
9 . 前記運動レベル推定手段は、 検知された各心電信号の心拍間隔のゆらぎを算 出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのエントロピーを算出する手段と、 負荷の増加 に対するェント口ピーの変化特性の極小点を求める手段とを備え、 極小点に対応 する負荷を無酸素性運動閾値と推定する、 請求項 4に記載の運動機器。
1 0 . 前記生理信号測定手段は、 血圧測定手段と心電センサであり、 前記運動レ ベル推定手段は、 血圧 X心拍数により運動レベルを推定する、 請求項 1〜 3のい ずれかに記載の運動機器。
1 1 . 前記生理信号測定手段は呼吸センサであり、 前記運動レベル推定手段は、 呼吸数に基づいて運動レベルを推定する、 請求項 1〜3のいずれかに記載の運動 機器。
1 2 . 前記運動レベル推定手段は、 検出された各心電信号の心拍間隔のゆらぎを 算出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのパワーを算出する手段と、 負荷の増加に対 するパワーの変化の収束点を求める手段とを備え、 前記収束点に対応する運動負 荷を運動レベルと推定する、 請求項 4に記載の運動機器。
1 3 . 運動レベルを入力する手段を備え、 前記負荷装置の負荷を変化する手段は、 前記入力された運動レベルに基づいても運動レベルを決定し得る、 請求項 1〜 4 のいずれかに記載の運動機器。
1 4 . 前記運動レベルを基準にして運動プログラムを決定する手段と、 決定され た運動プログラムを出力する手段とを備えた、 請求項 1〜 4のいずれかに記載の 運動機器。
1 5 . 前記運動プログラムによって運動を進めるようピッチあるいは負荷を変動 させる、 請求項 1 4に記載の運動機器。
1 6 . 推定された運動レベルレベルが最大心拍数の何%かにより、 有酸素能力評 価を行なう、 請求項 1〜4および 1 3〜1 5のいずれかに記載の運動機器。
1 7 . 時間とともに負荷を漸増する負荷装置と、
心電信号を検出する心電センサと、 前記負荷の漸増課程で検知した心電信号を 計測する手段と、
心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、
前記心拍数と前記心拍間隔のゆらぎとに基づいて運動レベルを推定する運動レ ベル推定手段と、
推定された運動レベルに基づいて負荷装置の負荷を制御する手段とを備えた、 運動機器。
1 8 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 1 7に記載の運動機器。
1 9 . 前記推定された運動レベルレベルでの酸素摂取量推定値により、 有酸素能 力評価を行なう、 請求項 1〜4、 1 3〜1 5のいずれかに記載の運動機器。
2 0 . 時間とともに負荷を漸増する負荷装置と、
心電信号を検出する心電センサと、
前記負荷の漸增課程で検知した心電信号の心拍数を計測する手段と、
心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、
前記心拍数と前記心拍間隔のゆらぎとに基づいて、 運動レベルを推定する運動 レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルの前後での負荷変化に対する心拍数変化の傾きによ り、 体力を推定する手段とを備えた、 運動機器。
2 1 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 0に記載の運動機器。 2 2 . 前記運動レベル推定手段で、 心拍間隔のゆらぎに基づく運動レベルの推定 ができなかった場合に、 他の生理情報または被験者の身体情報に基づいて推定し た運動レベルを出力する、 請求項 2 1に記載の運動機器。
2 3 . 安静時に、 前記心拍間隔のゆらぎの度合に応じて、 運動レベルの推定を実 施するか否かを判別する判別手段を備えた、 請求項 1 7〜2 0のいずれかに記載 の運動機器。
2 4 . 前記運動レベル推定手段は、 年齢、 性別等の個人データにより算出された 運動負荷初期値に基づく運動負荷試験を行なう、 請求項 1 7〜 2 0のいずれかに 記載の運動機器。
2 5 . 前記運動レベル推定手段は、 前記負荷装置における負荷の漸増があるスピ ード以下でなされる課程で運動レベルの推定を行なう、 請求項 1 7〜2 0または 請求項 2 4のいずれかに記載の運動機器。
2 6 . 負荷装置で負荷を漸増するステップと、
前記漸増課程で心電センサを用いて漸増する運動負荷で心電信号を検知するス テツプと、
前記検知した心電信号から心拍数と心拍間隔のゆらぎを求めるステップと、 前 記求められた心拍数と心拍間隔のゆらぎから体力と運動レベルとを同時に推定す るステップとを含む、 体力評価方法。
2 7 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 6に記載の体力測定 方法。
2 8 . 心電にかかる拍動信号を検出する拍動センサと、
運動ピツチを漸増するように報知する報知手段と、
運動の漸増過程で拍動センサで検知される拍動信号に基づいて運動レベルを推 定する運動レベル推定手段と、
前記運動レベルの推定時の運動ピツチに基づき、 ペースメークする手段とを備 える、 拍動計。
2 9 . 前記運動レベル推定手段は、 前記拍動信号の変化に基づいて運動レベルを 推定する、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 0 . 前記推定される運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 9に記載 の拍動計。
3 1 . 前記運動レベルは入力手段によっても入力しうる、 請求項 2 8〜 3 0のい ずれかに記載の拍動計。
3 2 . 前記運動レベル推定手段は、 拍動間隔のゆらぎに基づいて、 運動レベルを 推定する、 請求項 2 8〜3 0のいずれかに記載の拍動計。
3 3 . 前記運動レベル推定手段は、 検知された各拍動信号の拍動間隔のゆらぎを 算出する手段と、 拍動間隔のゆらぎのエントロピーを算出する手段と、 運動の増 加に対するェント口ピーの変化特性の極小点を求める手段を備え、 極小点に対応 する負荷を運動レベルと推定する、 請求項 2 8〜3 0のいずれかに記載の拍動計。 3 4 . 前記運動レベル推定手段による推定時に、 その旨を報知する報知手段を備 えた、 請求項 2 8〜3 0、 3 2および 3 3のいずれかに記載の拍動計。
3 5 . 前記推定した運動レベルを表示のために出力する、 請求項 2 8〜3 3のい ずれかに記載の拍動計。
3 6 . 前記運動の漸増により運動レベルに達したら、 このレベルに応じて、 運動 のペースを指示する手段を備えた、 請求項 2 8〜3 5のいずれかに記載の拍動計。 3 7 . 前記運動レベルを基準に設定されたターゲットゾーンでの運動時間、 この ゾーンより強いあるいは弱い運動強度での運動時間を算出する手段と、 その運動 時間を表示する手段および/または、 その運動時間を記憶する手段とを備えた、 請求項 2 8〜3 6のいずれかに記載の拍動計。
3 8 . 前記運動レベル推定手段は、 検出された各心電信号の心拍間隔のゆらぎを 算出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのパワーを算出する手段と、 負荷の増加に対 するパワーの変化の収束点を求める手段とを備え、 前記収束点に対応する運動負 荷を運動レベルと推定する、 請求項 2 8〜3 0のいずれかに記載の運動機器。
捕正書の請求の範囲
[1 999年 6月 25日 (25· 06. 99 ) 国際事務局受理:出願当初の請求の範囲 i— 7及び 10, 1 3は取り下げられた;出願当初の請求の範囲 89, 1 1, 1 2, 丄 4, 1 6, 1 9' 23— 25及び 31—38は補正された;他の請求の範囲は変更なし。 (5頁)]
1. (削除)
2. (削除)
3. (削除)
4. (削除)
5. (削除)
6. (削除)
7. (削除)
8. (補正後) 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用いて前記負荷装置の負荷を変化させる変化手段 とを含み、
前記負荷装置は時間とともに負荷を漸増し得るものであり、
前記生理信号測定手段は心電信号を検知する心電センサであり、
前記運動レベル推定手段は前記負荷の漸増課程で検知された心電信号に基づい て運動レベルを推定し、
前記運動レベル推定手段は、 検知された各心電信号の心拍間隔のゆらぎに基づ いて、 前記運動レベルとして無酸素性運動閾値を推定する、 運動機器。
9. (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 検知された各心電信号の心拍間隔の ゆらぎを算出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのエントロピ一を算出する手段と、 負荷の増加に対するエントロピーの変化特性の極小点を求める手段とを備え、 極 小点に対応する負荷を無酸素性運動閾値と推定する、 請求項 8に記載の運動機器。
1 0. (削除)
1 1. (補正後) 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する
21
補正された用紙 (条約第 19条) 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用レ、て前記負荷装置の負荷を変化させる変化手段と を含み、
前記運動レベル推定手段は、 前記負荷装置の負荷の変化に対応する前記生理信 号の変化に基づいて運動レベルを推定し、
前記生理信号測定手段は呼吸センサであり、 前記運動レベル推定手段は、 呼吸 数に基づいて運動レベルを推定する、 運動機器。
1 2 . (補正後) 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用レ、て前記負荷装置の負荷を変化させる変化手段 とを含み、
前記負荷装置は時間とともに負荷を漸増し得るものであり、
前記生理信号測定手段は心電信号を検知する心電センサであり、
前記運動レベル推定手段は前記負荷の漸増課程で検知された心電信号に基づい て運動レベルを推定し、
前記運動レベル推定手段は、 検出された各心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出 する手段と、 心拍間隔のゆらぎのパワーを算出する手段と、 負荷の増加に対する パワーの変化の収束点を求める手段とを備え、 前記収束点に対応する運動負荷を 運動レベルと推定する、 運動機器。
1 3 . (削除)
1 4 . (補正後) 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用いて前記負荷装置の負荷を変化させる変化手段 と、
前記運動レベルを基準にして運動プログラムを決定する手段と、
22
補正された用紙 (条約第 19条) 決定された運動プログラムを出力する手段とを備えた、 運動機器。
1 5 . 前記運動プログラムによって運動を進めるようピッチあるいは負荷を変動 させる、 請求項 1 4に記載の運動機器。
1 6 . (補正後) 負荷を変化可能な負荷装置と、
生理信号を非侵襲で経時的に測定する生理信号測定手段と、
前記負荷装置の負荷変化に対応する生理信号に基づいて運動レベルを推定する 運動レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルを用いて前記負荷装置の負荷を変化させる変化手段 とを含み、
前記運動レベル推定手段は推定された運動レベルが最大心拍数の何%かにより 有酸素能力を評価し、 前記評価された有酸素能力を出力表示する運動機器。
1 7 . 時間とともに負荷を漸増する負荷装置と、
心電信号を検出する心電センサと、 前記負荷の漸増課程で検知した心電信号を 計測する手段と、
心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、
前記心拍数と前記心拍間隔のゆらぎとに基づいて運動レベルを推定する運動レ ベル推定手段と、
推定された運動レベルに基づいて負荷装置の負荷を制御する手段とを備えた、
1 8 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 1 7に記載の運動機器。
1 9 . (補正後) 前記推定された運動レベルでの酸素摂取量推定値により、 有酸 素能力評価を行なう、 請求項 1 4に記載の運動機器。
2 0 . 時間とともに負荷を漸増する負荷装置と、
心電信号を検出する心電センサと、
前記負荷の漸増課程で検知した心電信号の心拍数を計測する手段と、
心電信号の心拍間隔のゆらぎを算出する手段と、
前記心拍数と前記心拍間隔のゆらぎとに基づいて、 運動レベルを推定する運動 レベル推定手段と、
前記推定された運動レベルの前後での負荷変化に対する心拍数変化の傾きによ
23 補正された用紙 (条約第 19条) り、 体力を推定する手段とを備えた、 運動機器。
2 1 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 0に記載の運動機器。
2 2 . 前記運動レベル推定手段で、 心拍間隔のゆらぎに基づく運動レベルの推定 ができなかった場合に、 他の生理情報または被験者の身体情報に基づいて推定し た運動レベルを出力する、 請求項 2 1に記載の運動機器。
2 3 . (補正後) 安静時に、 前記心拍間隔のゆらぎの度合に応じて、 運動レベル の推定を実施するか否かを判別する判別手段を備えた、 請求項 1 7に記載の運動 機器。
2 4 . (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 年齢、 性別等の個人データにより 算出された運動負荷初期値に基づく運動負荷試験を行なう、 請求項 1 7に記載の
2 5 . (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 前記負荷装置における負荷の漸増 があるスピード以下でなされる課程で運動レベルの推定を行なう、 請求項 1 7に 記載の運動機器。
2 6 . 負荷装置で負荷を漸增するステップと、
前記漸増課程で心電センサを用いて漸増する運動負荷で心電信号を検知するス テップと、
前記検知した心電信号から心拍数と心拍間隔のゆらぎを求めるステップと、 前 記求められた心拍数と心拍間隔のゆらぎから体力と運動レベルとを同時に推定す るステップとを含む、 体力評価方法。
2 7 . 前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 6に記載の体力測定 方法。
2 8 . 心電にかかる拍動信号を検出する拍動センサと、
運動ピッチを漸增するように報知する報知手段と、
運動の漸増過程で拍動センサで検知される拍動信号に基づいて運動レベルを推 定する運動レベル推定手段と、
前記運動レベルの推定時の運動ピッチに基づき、 ペースメークする手段とを備 える、 拍動計。
2 9 . 前記運動レベル推定手段は、 前記拍動信号の変化に基づいて運動レベルを
24 補正された用紙 (条約第 19条) 推定する、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 0 . 前記推定される運動レベルは無酸素性運動閾値である、 請求項 2 9に記载 の拍動計。
3 1 . (補正後) 前記運動レベルは入力手段によっても入力しうる、 請求項 2 8 に記載の拍動計。
3 2 . (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 拍動間隔のゆらぎに基づいて、 運 動レベルを推定する、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 3 . (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 検知された各拍動信号の拍動間隔 のゆらぎを算出する手段と、 拍動間隔のゆらぎのエントロピーを算出する手段と、 運動の増加に対するェント口ピーの変化特性の極小点を求める手段を備え、 極小 点に対応する負荷を運動レベルと推定する、 請求項 こ記載の拍動計。
3 4 . (補正後) 前記運動レベル推定手段による推定時に、 その旨を報知する報 知手段を備えた、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 5 . (補正後) 前記推定した運動レベルを表示のために出力する、 請求項 2 8 に記載の拍動計。
3 6 . (補正後) 前記運動の漸増により運動レベルに達したら、 このレベルに応 じて、 運動のペースを指示する手段を備えた、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 7 . (補正後) 前記運動レベルを基準に設定されたターゲットゾーンでの運動 時間、 このゾーンより強いあるいは弱い運動強度での運動時間を算出する手段と、 その運動時間を表示する手段および/または、 その運動時間を記憶する手段とを 備えた、 請求項 2 8に記載の拍動計。
3 8 . (補正後) 前記運動レベル推定手段は、 検出された各心電信号の心拍間隔 のゆらぎを算出する手段と、 心拍間隔のゆらぎのパワーを算出する手段と、 負荷 の増加に対するパワーの変化の収束点を求める手段とを備え、 前記収束点に対応 する運動負荷を運動レベルと推定する、 請求項 2 8に記載の運動機器。
25
補正された用紙 (条約第 19条)
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Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2001052738A1 (fr) * 2000-01-18 2001-07-26 Omron Corporation Methode et appareil de calcul d'une valeur de combustion des graisses et appareil d'exercice physique
JP2002085585A (ja) * 2000-07-11 2002-03-26 Konami Sports Life Corp トレーニング装置
JP2002125957A (ja) * 2000-10-24 2002-05-08 Combi Corp 持久力測定方法、その装置および持久力測定方法を利用したトレーニング支援方法
EP1208876A1 (en) * 1999-08-10 2002-05-29 Omron Corporation Method for determining exercise strength and device using the same
JP2003024310A (ja) * 2001-07-11 2003-01-28 Seiko Epson Corp 無酸素性作業閾値検出装置
ES2196998A1 (es) * 2001-05-28 2003-12-16 Tonic Fitness Technology Inc Procedimiento para medir el umbral anaerobico.
JP2004350952A (ja) * 2003-05-29 2004-12-16 S & Me:Kk 自律神経活動評価装置及びその方法、自律神経活動評価プログラム
EP2781189A1 (en) 2013-03-18 2014-09-24 Fujitsu Limited State determination device, state determination method, and state determination program
US8858453B2 (en) 2005-09-12 2014-10-14 Sony Corporation Sound-output-control device, sound-output-control method, and sound-output-control program
JP2016022112A (ja) * 2014-07-18 2016-02-08 嗣久 波多野 運動負荷試験システム
JP2021000344A (ja) * 2019-06-24 2021-01-07 株式会社Office Yagi トレーニング支援方法及びトレーニング支援システム

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7429245B2 (en) * 2003-07-14 2008-09-30 Welch Allyn, Inc. Motion management in a fast blood pressure measurement device
WO2005060826A1 (fr) 2003-12-19 2005-07-07 Compex Medical S.A. Cardio-frequence-metre
RU2256479C1 (ru) * 2004-01-26 2005-07-20 Басович Семён Наумович Способ противодействия гипокинезии при пользовании аудиовизуальной системой и устройство "кинезатор" для его осуществления
TW200537901A (en) * 2004-04-22 2005-11-16 Yuh-Swu Hwang Method and apparatus enable mobile phone capable of exercise measuring and workout support
JP2006187469A (ja) * 2005-01-06 2006-07-20 Seiko Instruments Inc 運動強度評価装置
KR100912784B1 (ko) 2006-01-05 2009-08-18 엘지전자 주식회사 데이터 송신 방법 및 데이터 재전송 방법
KR101211807B1 (ko) 2006-01-05 2012-12-12 엘지전자 주식회사 이동통신 시스템에서 무선단말의 동기상태 관리방법
WO2007078165A1 (en) 2006-01-05 2007-07-12 Lg Electronics Inc. Transmitting information in mobile communications system
KR101216751B1 (ko) * 2006-02-07 2012-12-28 엘지전자 주식회사 이동 통신 시스템에서 식별자를 이용한 충돌 회피 방법
US8493854B2 (en) * 2006-02-07 2013-07-23 Lg Electronics Inc. Method for avoiding collision using identifier in mobile network
US20070197925A1 (en) * 2006-02-17 2007-08-23 Moore Kenneth S Acquisition of multiple-lead electrocardiogram
KR20070121505A (ko) * 2006-06-21 2007-12-27 엘지전자 주식회사 무선링크 재설정 방법
HUP0600559A2 (en) * 2006-07-05 2008-08-28 Peter Csaba Szuecs Sporting and rehabilitation device used for training muscles, improving shape and stretching
US20080033311A1 (en) * 2006-08-07 2008-02-07 Sledge Jeffrey S System And Method For Relating An Individual's Heart Rate And Power Output During Exercise
DE102007054944B4 (de) * 2007-11-17 2013-11-14 Friedrich Graf Verfahren zur leistungsabhängigen Steuerung einer computergestützten Spiele- oder Simulationsapplikation
US20110028869A1 (en) * 2008-03-31 2011-02-03 Bungo Imai Exercise equipment
FI20085402A0 (fi) * 2008-05-02 2008-05-02 Firstbeat Technologies Oy Kuntotesti
US8532751B2 (en) 2008-09-30 2013-09-10 Covidien Lp Laser self-mixing sensors for biological sensing
DE102009015273A1 (de) * 2009-04-01 2010-10-14 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Ausdauerleistungsfähigkeit eines Probanden
JP5625688B2 (ja) * 2010-02-01 2014-11-19 セイコーエプソン株式会社 生体情報測定装置
US20130231576A1 (en) * 2010-10-12 2013-09-05 Fukuoka University Somatic data-measuring apparatus and somatic data measurement method
US8608657B2 (en) 2011-05-31 2013-12-17 Covidien Lp Clinical acceptance tool
TWI449521B (zh) * 2012-02-09 2014-08-21 Ind Tech Res Inst 復健指引方法與復健指引系統
LU92104B1 (en) * 2012-11-28 2014-05-30 Iee Sarl Method and system for determining a ventilatory threshold
TW201445495A (zh) * 2013-05-30 2014-12-01 Chao-Shen Chou 體能與心臟強度辨識系統
US9731184B2 (en) 2013-08-19 2017-08-15 bOMDIC Inc. Exercise assistive device
TW201521832A (zh) * 2013-12-13 2015-06-16 先進醫照股份有限公司 引導式間歇有氧運動系統及方法
US9724000B2 (en) 2014-03-27 2017-08-08 Industrial Technology Research Institute Exercise guiding system, exercise guiding method and anaerobic threshold measuring method
CN104042219B (zh) * 2014-06-28 2017-02-01 青岛歌尔声学科技有限公司 一种用于检测运动状态的方法和装置
TWI511068B (zh) * 2014-07-18 2015-12-01 Joiiup Technology Inc 運動目標之規劃方法及其系統
CN104305986B (zh) * 2014-11-05 2018-03-30 合肥师范学院 一种基于划船器的心肺耐力测试方法
NL2014046B1 (en) * 2014-12-23 2016-10-12 Vital B V Method and device for determining a physical activity state of a human.
CN104490390B (zh) * 2014-12-30 2017-03-08 天津大学 基于神经电生理信号联合分析的人体运动能力判别方法
EP3158928B1 (en) * 2015-05-21 2021-07-07 bOMDIC Inc. Stamina monitoring method and device
US9693727B1 (en) 2016-03-31 2017-07-04 Firstbeat Technologies Oy Method and system to determine anaerobic threshold of a person non-invasively from freely performed exercise and to provide feedback on training intensity
EP3132745B1 (en) 2015-08-18 2021-12-22 Firstbeat Analytics OY A method and an apparatus to determine anaerobic threshold of a person non-invasively from freely performed exercise and to provide feedback on training intensity
WO2017034263A1 (ko) * 2015-08-26 2017-03-02 홍석재 운동 검사 서비스 제공 방법, 그를 위한 단말 장치 및 서버 장치
KR102390462B1 (ko) 2015-10-15 2022-04-25 삼성전자주식회사 심박수 변화를 기초로 사용자의 운동 능력을 평가하는 방법 및 장치
CN105395188B (zh) * 2015-12-12 2018-08-14 中国计量学院 医用运动平板校准系统及方法
CN105797312A (zh) * 2016-05-24 2016-07-27 青岛大学 一种智能性体育运动器械
CN109688923B (zh) * 2016-09-09 2022-04-19 日本电信电话株式会社 乳酸性作业阈值推测装置以及乳酸性作业阈值推测方法
JP6592416B2 (ja) * 2016-09-29 2019-10-16 マクセル株式会社 タスク実行順序決定システムおよびタスク実行方法
JP6805022B2 (ja) * 2017-02-23 2020-12-23 三菱電機エンジニアリング株式会社 運動療法装置および無酸素性作業閾値の特定方法
CN108652613B (zh) * 2017-03-30 2020-11-03 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 信号时频图生成的方法及装置
CN108992061B (zh) * 2018-06-14 2020-09-25 杭州心畅科技有限公司 运动训练负荷监测方法
CN110477897B (zh) * 2019-08-15 2022-04-01 中国体育国际经济技术合作有限公司 一种体能测试方法及系统

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0584326A (ja) * 1991-05-02 1993-04-06 Konbi Kk 筋持久力測定装置とその筋持久力測定方法
JPH06154355A (ja) * 1992-11-16 1994-06-03 Matsushita Electric Works Ltd 最適運動負荷の決定方法とこれを利用した運動負荷装置
JPH0738885A (ja) 1993-07-20 1995-02-07 Fujitsu General Ltd ドアカメラ画像記録システム
WO1996020640A1 (en) 1994-12-29 1996-07-11 Polar Electro Oy Method and apparatus for determining exertion levels in fitness or athletic training and for determining the stress caused by training

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3845756A (en) * 1971-09-29 1974-11-05 Siemens Ag Ergometer device
JPS54155080A (en) * 1978-05-27 1979-12-06 Citizen Watch Co Ltd Pace generator
ATE83386T1 (de) * 1983-07-08 1993-01-15 Combi Co Verfahren zum erhalten eines optimalen belastungswertes fuer einen uebungsgeraetbenutzer.
JPS6335254A (ja) * 1986-07-29 1988-02-15 コンビ株式会社 リハビリテ−シヨン用トレ−ニング装置
US5410472A (en) * 1989-03-06 1995-04-25 Ergometrx Corporation Method for conditioning or rehabilitating using a prescribed exercise program
US5403252A (en) * 1992-05-12 1995-04-04 Life Fitness Exercise apparatus and method for simulating hill climbing
US5301154A (en) * 1992-07-16 1994-04-05 Casio Computer Co., Ltd. Time calculating device
DE4228091C2 (de) * 1992-08-24 1999-03-04 Hans Resch Steuerung eines Trainingsgerätes für das Intervalltraining
US5527239A (en) * 1993-02-04 1996-06-18 Abbondanza; James M. Pulse rate controlled exercise system
US5297558A (en) * 1993-03-12 1994-03-29 Medical Graphics Corporation Algorithm for prescribing an exercise regimen to enhance fat burning and cardiovascular fitness
JPH07116286A (ja) 1993-10-26 1995-05-09 Matsushita Electric Works Ltd 有酸素性作業能力の測定方法
JP3498360B2 (ja) * 1994-05-30 2004-02-16 カシオ計算機株式会社 測定装置
JPH0884755A (ja) 1994-09-14 1996-04-02 Namco Ltd 身体機能訓練装置
FI100377B (fi) * 1994-10-13 1997-11-28 Polar Electro Oy Menetelmä ja laite energia-aineenvaihdunnan kynnysarvojen määrittämise ksi
FI100452B (fi) 1994-12-29 1997-12-15 Polar Electro Oy Menetelmä ja laite henkilön sykemittauksen yhteydessä
US5795301A (en) * 1995-08-31 1998-08-18 Seiko Epson Corporation Display method used in portable pulse measuring device
DE69739489D1 (de) * 1996-04-08 2009-08-20 Seiko Epson Corp Hilfseinrichtung zur Sportübung
JP3899588B2 (ja) 1996-09-13 2007-03-28 オムロンヘルスケア株式会社 運動負荷装置の制御装置
US6301499B1 (en) 1998-06-08 2001-10-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart rate variability as an indicator of exercise capacity
US6301433B1 (en) * 2000-01-13 2001-10-09 Sunbeam Products, Inc. Humidifier with light

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0584326A (ja) * 1991-05-02 1993-04-06 Konbi Kk 筋持久力測定装置とその筋持久力測定方法
JPH06154355A (ja) * 1992-11-16 1994-06-03 Matsushita Electric Works Ltd 最適運動負荷の決定方法とこれを利用した運動負荷装置
JPH0738885A (ja) 1993-07-20 1995-02-07 Fujitsu General Ltd ドアカメラ画像記録システム
WO1996020640A1 (en) 1994-12-29 1996-07-11 Polar Electro Oy Method and apparatus for determining exertion levels in fitness or athletic training and for determining the stress caused by training

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1059102A4

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1208876A1 (en) * 1999-08-10 2002-05-29 Omron Corporation Method for determining exercise strength and device using the same
EP1208876A4 (en) * 1999-08-10 2005-02-23 Omron Healthcare Co Ltd METHOD FOR DETERMINING THE TRAINING POWER AND DEVICE APPLYING THIS METHOD
US7326150B2 (en) 2000-01-18 2008-02-05 Omron Healthcare Co., Ltd. Fat combustion value calculating method, fat combustion value calculating device, and exercise machine
WO2001052738A1 (fr) * 2000-01-18 2001-07-26 Omron Corporation Methode et appareil de calcul d'une valeur de combustion des graisses et appareil d'exercice physique
JP2002085585A (ja) * 2000-07-11 2002-03-26 Konami Sports Life Corp トレーニング装置
JP2002125957A (ja) * 2000-10-24 2002-05-08 Combi Corp 持久力測定方法、その装置および持久力測定方法を利用したトレーニング支援方法
ES2196998A1 (es) * 2001-05-28 2003-12-16 Tonic Fitness Technology Inc Procedimiento para medir el umbral anaerobico.
JP2003024310A (ja) * 2001-07-11 2003-01-28 Seiko Epson Corp 無酸素性作業閾値検出装置
JP2004350952A (ja) * 2003-05-29 2004-12-16 S & Me:Kk 自律神経活動評価装置及びその方法、自律神経活動評価プログラム
US8858453B2 (en) 2005-09-12 2014-10-14 Sony Corporation Sound-output-control device, sound-output-control method, and sound-output-control program
US10518161B2 (en) 2005-09-12 2019-12-31 Sony Corporation Sound-output-control device, sound-output-control method, and sound-output-control program
EP2781189A1 (en) 2013-03-18 2014-09-24 Fujitsu Limited State determination device, state determination method, and state determination program
JP2016022112A (ja) * 2014-07-18 2016-02-08 嗣久 波多野 運動負荷試験システム
JP2021000344A (ja) * 2019-06-24 2021-01-07 株式会社Office Yagi トレーニング支援方法及びトレーニング支援システム

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Publication number Publication date
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