运动器械、体力评价方法以及搏动计的制作方法

专利名称：运动器械、体力评价方法以及搏动计的制作方法
技术领域：
本发明涉及自行车测功计(ergometer)、固定式踏车、划船测功计等的运动器械、体力评价方法以及搏动计。
背景技术：
本发明中有兴趣的，确定运动程度的装置以及方法例如公开于国际公开第W096／20640号公报上。根据同一公报，公开了监视从事训练的人的心率，从其心电图信号中测定例如QRS复合波形由此计算心率，根据从该心率导出的频谱的功率确定训练中的人的运动程度的方法。
以往其它进行运动的人的肌肉耐力测定装置和肌肉耐力测定方法公开在例如特公平7-38885号公报上。如果采用此一公报，则可以用心率和收缩血压的积算出运动着的人的负荷，据此算出耐力。
以往进行训练和运动的人的负荷如上述那样测定。如果使用这种方法则可以推定进行运动和训练的人的负荷。
另一方面，以往为了维持增进健康，市售有自行车测功计等的运动器械。作为以往的运动器械，有附加通过输入年龄、性别等，预先统计确定的运动强度的运动程序的器械。另外作为体力水平评价，有采用通过脉搏等相对于运动负荷的变化等推定最大氧气摄入量的方法。
可是，作为安全并且有效的运动的方法，有作为可以不持续增加血中乳酸进行运动的运动强度的阈值的无氧性运动阈值(AnaerobicThreshold，以下，有的地方简称AT)。在该AT的测量中，以往局限于采血测量乳酸值的侵袭性测量方法，和根据呼气气体分析从呼气的二氧化碳分压、氧气分压变化求乳酸值的方法。
另外，作为以往的体力评价方法，有根据相对于运动负荷的脉搏数的变化，推定最大氧气摄取量、最大运动强度、最大心率等的方法。
但是，在上述以往的确定运动程度的装置和运动器械中，存在以下问题①用运动程度确定装置和方法得到的数据只能在单纯生理性训练和运动中确定运动程度中使用，不能有效利用。
②运动强度的设定不适合各种人的运动能力，不能充分达到作为目的的运动效果。
③作为适合各种人的运动能力的运动强度，一般认为AT最适合，但在测量中需要吸气气体分析仪那样的大型的装置，不能搭载于测量高速，实用性的运动器械上。
④作为体力方法重要的展示有氧运动能力的AT，根据上述③的理由不能在运动器械中判定、显示。
本发明就是为了解决上述的问题而提出的，其目的在于提供一种运动器械，可以简单容易，并且可以适当地得知运动程度，用该值有效地进行训练。
本发明的另一目的在于提供一种运动器械，可以简单容易，并且适宜地得知无氧性运动阈值，用该阈值有效地进行训练。
本发明的再一目的在于提供一种运动器械以及体力评价方法，可以同时简便地知道体力以及运动程度，并且可以更详细地把握自己的运动能力，可以进行适当的运动，而且可以以尽可能短的时间高精度地评价体力以及运动程度。
本发明的再一目的在于提供一种能简单容易并且适宜地得知运动程度的心率计。
发明的公开本发明的运动器械包括可以改变负荷的负荷装置；生理信号测定单元，以非侵袭的方法实时测量生理信号；运动程度推定单元，根据与负荷装置的负荷变化对应的生理信号推定运动程度；以及控制单元，用推定的运动程度控制上述负荷装置的负荷。
因为根据应答负荷装置的负荷变化的生理信号推定运动程度，控制负荷装置的负荷接近其运动程度，所以可以提供能够进行与自己的运动能力相适应的运动的运动器械。
理想的是，运动程度推定单元根据与负荷装置的负荷变化对应的生理信号的变化推定运动程度。
进而更理想的是，运动程度推定单元作为运动程度推定无氧性运动阈值。
因为运动程度推定单元作为运动程度推定无氧性运动阈值，根据此值控制运动器械的负荷，所以可以提供效率更高的可以进行适合自己的运动能力的适当的运动的运动器械。
在本发明的一个方面，运动程度推定单元包括算出被检测出的各心电信号的心搏间隔的波动的单元；算出心搏间隔的波动的功率的单元；以及求相对于负荷增加的功率变化的收敛点的单元，并把与收敛点对应的运动负荷推定为运动程度。
因为算出心电信号的心搏间隔的波动，求出相对于负荷增加的波动的功率变化的收敛点推定运动程度，所以可以提供能够在短时间内高精度地得知运动程度的运动器械。
在本发明的另一方面，运动器械包含负荷装置，它和时间一同逐渐增加负荷；心电传感器，它用来检测心电信号；测量单元，它测量在负荷逐渐增加过程中检测到的心电信号的心率；计算单元；它算出心电信号的心搏间隔的波动；运动程度推定单元，它根据心率和心搏间隔的波动，推定运动程度；体力推定单元，它根据相对在该运动程度推定单元中推定的运动程度前后的负荷变化的斜率推定体力；以及控制单元，它控制负荷装置使其接近推定的体力。
因为测量在负荷的逐渐增加过程中检测到的心电信号的心率，算出其波动，根据心率和心搏间隔的波动推定运动程度，控制负荷装置的负荷在该推定的运动程度前后，所以可以提供更详细把握自己的运动能力，可以进行适宜的运动的运动器械。
在本发明的再一方面，体力评价方法包括以下步骤，在负荷装置中逐渐增加负荷，在这一逐渐增加过程中用心电传感器在逐渐增加的运动负荷中检测心电信号，从检测出的心电信号中求心率和心搏间隔的波动，根据该心率和心搏间隔的波动同时推定体力和运动程度。
因为用心电传感器检测逐渐增加的运动负荷中的心电信号，从检测出的心电信号中求心率和心搏间隔的波动，以它们为基础同时推定体力和运动程度，所以可以提供在短时间内高精度评价体力和运动程度的体力评价方法。
在本发明的再一方面，搏动计包括检测出心电产生的搏动信号的搏动传感器；报知逐渐增加运动速度的报知单元；根据在运动逐渐增加过程中搏动传感器检测出的搏动信号推定运动程度的运动程度推定单元；根据该运动程度推定时的运动速度设定运动步调的单元。
因为可以在搏动计中根据运动逐渐增加过程中的搏动信号推定运动程度，所以可以在运动场的运动中一边运动一边简便地知道每个人的运动程度。
附图的简单说明图1是展示本发明的一实施例的自行车测功计的电路构成的方框图。
图2是自行车测功计的外观图。
图3是展示相对最大心率的无氧性运动阈值的分布的图。
图4是用于说明实施例1中的自行车测功计的AT推定的处理动作的流程图。
图5A、5B是展示运动器械的负荷逐渐增加，和心搏间隔的波动的熵变化的图。
图6是展示根据AT的运动程序的一例的流程图。
图7是用于说明实施例2中的自行车测功计的处理动作的流程图。
图8是展示在实施例2中的自行车测功计中，逐渐增加负荷情况下的心率和心搏间隔的波动的熵关系的图。
图9是展示在实施例2中的自行车测功计中，逐渐增加负荷情况下负荷和心搏关系的图。
图10是展示带着在实施例1和实施例2中的自行车测功计中使用的心电传感器的例子的图。
图11是展示在实施例1中的自行车测功计中使用的另一心电传感器的例子的图。
图12是展示在实施例1以及实施例2中的自行车测功计中使用的又一心电传感器的例子。
图13是展示带着在实施例1中的自行车测功计中使用的搏动传感器的例子。
图14A、14B是展示带着在本发明的实施例1中的自行车测功计中使用的手指血压计的例子。
图15A、15B是用于说明在本发明的实施例1中的自行车测功计中使用的呼吸数检测的图。
图16是作为实施本发明的又一运动器械的例子的固定踏车的外观斜视图。
图17是作为实施本发明的另一运动器械的例子展示划船测功计的图。
图18是展示实施例2中的算出心搏间隔的波动的功率而控制负荷的处理内容的流程图。
图19A、19B是展示变动的功率和负荷的关系的图。
图20是展示实施例4的搏动计的构成的方框图。
图21是用于说明实施例4的心率计向佩带者安装的状态的图。
图22是用于说明实施例4的心率计的处理动作的流程图。
实施发明的最佳形式以下，参照


本发明的实施例。
(1)实施例1图1是展示作为本发明的实施例1的运动器械的一例的自行车测功计的电路构成的方框图。该测功计包括心电传感器1，它用来检测心电信号；前置放大器2，它用来放大传感器1的输出信号；滤波器3，它用来滤除噪声；放大器4，它用来把心电信号进一步放大到适当的水平；A／D转换器5；CPU6，它用来执行各种处理；键盘输入装置7；显示器8；负荷装置(转动负荷)9。
图2是该实施例的自行车测功计的外观斜视图。参照图2，自行车测功计包含鞍座11，手柄12，操作部分13，踏板14，前机架15，后机架16。操作部分13包含键盘输入装置7，显示器8(参照图1)。在该测功计中，被测者(运动者)坐在鞍座上踩着踏板14，通过转动进行运动。踏板14由负荷装置9加负荷使得施加与运动强度程度适应的负荷。如果负荷大，则使踏板14转动一定圈数所需要的运动量多。心电传感器1的电极，用带子带在被测者胸前，检测出的心电信号以无线方式传送到操作部分13的其他电路，进行信号处理。
图10展示该心电传感器1佩带的例子。在运动者M的胸前佩带具备1对电极以及信号发送部分的胸带41，在手柄12上设置信号接收部分(相当于图2的操作部分13)42。
图11是展示在自行车测功计中使用的心电传感器的另一例子的图。在手柄12上设置心电检测用的电极43、44。通过用双手握住电极43、44检测出心电。电极43、44被连接在测功计主体内的电路部分上。
图12展示在自行车测功计中使用的再一心电传感器的例子。参照图12，在运动者M的胸前贴上G(接地)，+(正)，-(负)3个电极45、46、47。是用连线48连接在主体内的电路部分上，检测心电信号胸部感应型。
图13是展示在自行车测功计中使用的脉搏传感器的例子的图，在运动者M的耳垂上安装脉搏传感器49，检测脉搏。
在以往的测功计等的运动器械中，作为运动程度的一例，对于输入年龄等而确定的最大心率(最大运动强度)，以AT点在约55％左右的统计数据为基础，确定减肥、体力增强的运动程序。
但是，在实际测量AT实测值是最大心搏的几％时，如图3所示，AT因人有很大的差异。图3是展示对24个男学生，在把最大心率设置为100％时所有人的AT实测值的分布的图。因而，以往经统计确定的运动强度中的运动程序，对于每个人未必是最适合的。
在本实施例的自行车测功计中，在通过此前的最大氧摄取量(最大心率)那样的最大运动强度的推定表示出的体力水平显示上，加上作为运动程度的一例，同时根据心搏波动推定无氧性运动阈值，作为有机氧运动能力的显示输出。
接着，用图4的流程图，说明本实施例的自行车测功计的处理动作。如果从键盘输入装置7向CPU6输入测定开始键按下信息，则开始测定。首先，用心电传感器1检测出安静时心电信号(步骤ST1，以下简称ST)，来自此心电传感器1的信号，进行校准动作使得达到某一定水平(ST2)。该校准动作，通过用来自CPU6的信号在放大器4中调整增益进行。
在显示器8上，显示「测定开始」(ST3)，开始负荷装置9的控制(ST4)。作为负荷装置9的负荷，给予每分钟15W[瓦]的渐变负荷。通过进行心电信号的峰值检测，算出RR间隔数据(心搏的1周期)。用算出的RR数据算出PI(Percent Index)(ST5)。在此PI是用％表示相对于前一周期的前一周期和这一周期的差的比，用下式求得。
PI(n)％={RR(n)-RR(n+1)}／RR(n)×100％在此，把PI称为心搏间隔波动。
把该PI数据以128数据份，或者以每2分钟的间隔区间算出1％刻度的读数分布，根据P(i)=f(i)／f，由式(1)算出心搏间隔的波动的熵H(ST6)。H=-ΣiP(i)log2P(i)······(1)]]>接着，判断是否达到了AT点(ST7)，如图5A、5B所示对于运动量的增加，在熵减少的情况下判定NO并逐渐增加负荷(ST8)，每次继续算出PI值以及熵(ST5，ST6)。如图5A所示，如果达到熵拐点(极小点)，则该点是AT点，ST7的判定是YES，结果显示在显示器8上(ST9)。结果包括，在AT点的心率(bPM)、负荷强度(W)、时间(min)等。在显示结果后，减少负荷，进行整理运动(ST10)。在1分钟的整理运动后，停止负荷，结束控制(ST11)。
在本实施例的自行车测功计中，具有可以简便地知道AT的功率。由此，例如如果进行减肥、体力增强等的运动程序的运动强度设定，则相对于以往在减肥中确定为最大心率的65％，在体力增强中确定为75％，可以使运动强度如减少AT点的18％，或者增加18％那样适合每个人的运动程度。
图6是展示在本实施例的运动器械中，根据推定的AT确定运动强度的处理的一例的流程图。在推定AT点(ST21)，或者该人的AT值已知，从键盘7输入(ST22)时，接着判定是否指定了减肥程序(ST23)，在判定是YES的情况下，把负荷设置成AT的82％(ST24)，当在ST23中未指定减肥程序的情况下，接着判断是否指定体力增强程序(ST25)。如果判定是YES，则把负荷设置为AT的118％(ST26)。当在ST25中判定是NO的情况下，进一步移至以下其它的处理。
另外，在本实施例的自行车测功计中，因为可以简单地推定最大心率(运动强度)和AT两者，所以通过每个人的AT表示最大心率(运动强度)的几％，就可以得知相对于统计平均水平的有氧运动能力是多少。在该运动器械中，通过该显示输出功率，不仅能显示输出体力水平，而且还能显示输出有氧运动能力，可以使用户简便地知道此前不能简单地知道的有氧运动能力。
进一步说明另一实施例的测功计。在本实施例的自行车测功计中，电路构成和图1所示的构成相同，但是加上根据在如此前通过最大氧摄取量(最大心率)那样的最大运动强度的推定所表示出的体力水平，还同时根据心搏间隔的波动推定AT，作为有氧运动能力的显示输出。
用图7的流程图说明本实施例的运动器械的全体动作。如果动作开始，则首先通过键盘输入装置7输入年龄、性别等的个人数据(ST31)。接着，判断是否只进行AT推定(ST32)。从键盘输入装置7只进行AT的指定，在只进行AT判定的情况下，算出安静时的波动熵(ST33)。在该熵不满2．0的情况下为不能进行AT推定结束推定(ST35)。这样，在熵不满2．0的情况下设置成结束推定是因为，对于被测者从安静时起没有心搏波动，熵低即使进行运动负荷测试，AT的判定也很困难的被测者，预先设置为AT推定不可能，从而防止使其进行不需要运动的缘故。
心搏波动熵在2以上，或者推定AT以及体力两者的被测者，测量安静时的心率(ST36)，进行运动负荷测试。这时，运动负荷模式从个人数据中求负荷初始值，例如使用逐渐增加的渐变负荷(ST37，ST38)。总之，尽管每个人的体力水平不同，但因为使用同一模式是效率低的，所以根据年龄、性别等的个人数据，对体力水平高的被测者，作为初始值设定高的运动负荷水平，负荷的逐渐增加速度也高。不过，为了维持推定精度，在这种情况下不使用某水平以上，例如40W／分以上的负荷渐增速度。
运动负荷测试结束后，推定体力以及AT水平(ST39)。接着判断是否可以进行AT推定(ST40)，在AT推定不可能的情况下，从推定的体力水平(最大心率)中根据统计的AT水平，例如最大心率的55％推定AT(ST41)，和体力水平一同输出(ST42)。在ST40中即使可以进行AT推定的情况下，也同和体力水平一同输出判定的AT水平(ST42)。
上述体力测试、AT测试如以下那样进行。从通过运动负荷测试得到的心搏间隔数据中如图8所示那样求心率和心搏间隔波动熵的关系，作为在熵最小点上的心率算出AT。
心搏间隔波动熵首先用RR数据以及以下的式(2)算出PI。
PI(n)％={RR(n)-RR(n+1)}／R(n)×100……(2)把该PI数据以128个，或者以每2分钟的间隔算出1％刻度的的读数分布，求出P(i)=fi／f，用在图4的说明中使用的式(1)的算式算出熵H。
接着，与最大运动强度对应的体力水平，通过以在上述被推定的AT中的心率为中心，如图9所示求相对于某一设定的范围，例如±20次心搏的运动程度(W)的心搏变化的斜率而推定。另外，在不能推定AT的情况下，以根据{(220-年龄)-安静时心率}×0．55+安静时心率确定的指数为中心在±20次心搏的范围中进行同样的推定。
如上所述，可以从进行运动负荷测试的心电信号中同时并且以尽可能短的时间高效率地推定AT以及体力。
进而，在上述各实施例中，说明了作为生理信号用心电传感器测定心电信号，使用心搏的波动的情况，但作为生理信号，也可以代替心电信号使用DP(Double Product)(血压×心率)和呼吸数。运动中的血压，例如如图14A、14B所示可以通过把手指用血压计的手指套50接在自行车测功计12上测定。在图14B中，51是空气管以及脉搏信号线。心率当然可以用上述各种心电传感器测量。另外，呼吸数的测定，如图15A、15B所示，通过在运动者M的鼻子上安装热敏电阻53进行。例如，用扩展鼻孔的胶带54等保持热敏电阻53(参照图15B)，通过检测呼吸产生的温度变化就可以测量呼吸数。
另外，在上述实施例中作为负荷可变的负荷装置，使用了自行车测功计，但代替它本发明还可以应用于图16所示的固定式踏车和图17所示的划船测功计等。
在图16中，21是行走皮带，22是具有显示部分、键盘输入部分等的操作部分，如果接通电源开关23，则由内置的电机使行走皮带21移动。运动者蹬上该行走皮带21，按照行走皮带的速度行走。在该固定式踏车中，通过改变电机的转速，或者改变行走皮带的倾斜角度，就可以改变负荷。
图17所示的划船测功计具有座131、滑轨32、电源开关33、脚蹬34、拉杆35和操作面板36。运动者坐在座131上，把带有弹簧的拉杆35拉到跟前后，再次返回原位，反复这样的动作。一边感受内置的负荷力一边进行运动。在该划船测功计中，也是可以通过改变使其恢复到拉杆35的原位置的张力，改变负荷。
(2)实施例2以下说明本发明的实施例2。在实施例2中，用心搏间隔的波动的功率推定无氧性运动阈值。在实施例2中，所使用的自行车测功计和从被测试者得到的数据和实施例1相同。
图18是展示实施例2中的心电信号处理的处理内容的流程图。参照图18，在本实施例中，首先进行安静时的心电信号的检测(ST51)。接着进行校准动作，显示测定开始，开始负荷的控制(ST52～ST54)。此前的动作和实施例1一样。
在实施例2中，进行来自心电传感器1的心电信号的峰值检测，算出RR间隔数据(心搏的1周期)。而后以RR间隔数据为基础使用以下的式(3)算出功率(power)。
Power(n)[ms2]={RR(n-1)-RR(n)}2……(3)即，功率是上次的RR间隔和这次的RR间隔的差的平方。在此把该功率称为心搏间隔的波动的功率。把在15秒期间检测出该功率数据的30秒钟的平均值用于作为运动程度的一例的无氧性运动阈值的推定。
接着在ST56中判断是否达到了AT点。图19A、图19B是展示波动的功率和负荷的随时间变化的比例。如图19A、图19B所示，伴随运动负荷的增加波动的功率减少收敛。该波动的功率的变动曲线的收敛点是AT点。在此，当波动的功率下降到预定的最低值，并且和前次的功率值的差(power(n-1)-power(n)波动功率的变动曲线的斜率)达到了预先设定的最低值以下的情况下判断为收敛点。
在得到AT点之前增加负荷(ST57)。如果达到无氧性运动阈值点(ST56的YES)，显示其结果，减少负荷，结束负荷控制(ST58～ST60)。这里也和实施例1一样。
(3)实施例3以下说明本发明的实施例3。可以从用上述实施例1或者2之一的方法检测出的无氧性运动阈值出现时的负荷求氧摄取量，用它控制运动负荷。在该氧摄取量的计算中，通过换算式从AT出现时的负荷算出氧摄取量(VO2)，求体重每1千克的VO2。
例如，在体重70kg的人在自行车测功计运动的100W处出现AT的情况下，用以下的式(4)求氧摄取量。
VO2(ml／kg／min)=负荷(W)÷0．232×14．3÷5．0÷体重(kg)……(4)在此，0．232表示自行车测功计的运动效率是23．2％，14．3是1瓦=14．3cal／分的换算系数，5．0是用1升的氧消耗量消耗5．0kcal的换算系数。运算结果如下。
VO2(ml／kg／min)=100÷0．232×14．3÷5．0÷70=17．6这表示无氧性运动阈值时的VO2为17．6(ml／kg／min)。
一般在健康者中的AT，因为在最大氧摄取量(VO2max)的约55％处出现，所以把在各年龄中的VO2max的标准值的55％设置为无氧性运动阈值的标准值进行体力测定。
(4)实施例4以下说明本发明的实施例4。在实施例4中，把在实施例1～3中叙述的作为运动程度的一例的无氧性运动阈值的检测方法应用在心率计等的搏动计。
在图20中展示该实施例的心率计的构成。参照图20，本实施例的心率计包括心搏传感器61；前置放大器62，它放大用该心搏传感器61检测出的心搏信号；滤波器63，它消除噪声；放大器64，它进一步放大被放大·滤波后的心搏信号；A／D转换器65；CPU66，它执行推定无氧性运动阈值等的各种处理；键盘输入装置67；显示器68；存储器69和报知器70。
在本实施例的心率计中，如果心搏达到AT水平则通过报知器70报知是无氧性运动阈值水平。另外，同样地由显示器68显示是无氧性运动阈值水平。进而，由显示器68、报知器70指示无氧性运动阈值水平中的运动步调。另外，算出以无氧性运动阈值为基准设定的目标范围中的运动时间，和比该范围强或者弱的运动强度中的运动时间，用显示器68显示。另外把各自的运动时间储存在存储器69中。
图21展示佩带本实施例的心率计的例子。该心率计由外壳71和腕式手表式的主体72构成，在外壳71中包括心电电极73和信号发送部分74，主体72接收发送来的心搏信号。作为电路，从如图20所示的电路的前置放大器62到A／D转换器65间的任意处设置信号发送部分、信号接收部分。主体72是腕式手表式的主体，但根据运动形态，主体可以是具有操作面板等的箱体。
接着用图22所示的流程图说明本实施例的心率计的处理动作。如果从键盘输入装置7向CPU6输入开始键按下信息，则测定开始，首先判定是否是AT模式(ST71)。如果在该判定中是AT输入模式，则输入以前测定的AT速度等，或者从存储器69读出(ST77)。而后，执行ST67以后的处理。有关ST67以后的处理后述。
在ST71中，当不是AT输入模式，而进行AT推定的情况下，首先由报知器70指示安静状态，把安静时心搏数据输入到CPU66。这时，进行校准使得来自心搏传感器61的信号达到一定的水平(ST72)。
以下，根据报知器70在相当于步行的速度下运动。把此时的心搏数据取到CPU66中。而后，推定无氧性运动阈值(ST73)。该无氧性运动阈值的推定使速度逐渐增加，并把心搏数据取到CPU66中，抽出RR间隔数据，算出PI。在此用上述的式(2)求PI。
把该PI数据以128数据份，或者以每2分钟的间隔算出1％刻度的读数分布，从P(i)=f(i)／f中根据和上述实施例1一样的式2检测熵的极小点进行无氧性运动阈值推定(ST73，ST74)。
在把此时的心率设置为AT心率，把速度设定为AT速度存储在存储器69的同时，在显示器68上显示，用报知器70报知(ST75)。
接着用AT速度设置运动步调，通过显示器68以及报知器70提示运动的步调(ST76)。而后，判定是否是在以AT速度为基准设定的目标区域中的运动时间以及比该范围强或者弱的运动强度(ST78)。对应该判定，分别显示「适宜」(ST79)，显示「强」，显示「弱」(ST81)，把在各个运动强度中的运动时间存储在存储器69中的同时显示在显示器68上(ST82)。也可以只进行显示在显示器68上或者存储在存储器69中之一的动作。
进而，如果代替图21所示的心率计的心搏传感器61，使用脉搏传感器61a则成为脉搏计，作为和心率计一样的搏动计也可以适用。
另外，在实施例4中是用熵进行无氧性运动阈值的检测，但并不限于此，也可以使用实施例2或者3进行无氧性运动阈值的检测。
另外，在上述实施例中，作为运动程度使用无氧性运动阈值进行了说明，但并不限于此，不用说也可以使用基于与负荷装置的负荷的变化对应的生理信号的变化的其它的数据求运动程度。
产业上的可利用性如上所述，本发明的运动器械根据应答负荷装置的负荷变化的心电信号推定无氧性运动阈值，以该推定值为基础控制负荷，所以可以提供能进行适应各种体力的适当的运动的运动器械。
权利要求
1．一种运动器械，包括可改变负荷的负荷装置；生理信号测定单元，以非侵袭方法实时测定生理信号；以及运动程度推定单元，它根据与上述负荷装置的负荷变化对应的生理信号推定运动程度，并用上述推定出的运动程度改变上述负荷装置的负荷。
2．如权利要求1所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元，根据与上述负荷装置的负荷的变化对应的上述生理信号的变化推定运动程度。
3．如权利要求2所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元作为上述运动程度推定无氧性运动阈值。
4．如权利要求1～3的任意一项所述的运动器械，其特征在于，上述负荷装置可以随时间逐渐增加负荷；上述生理信号测定单元是检测心电信号的心电传感器；上述运动程度推定单元根据在上述负荷的逐渐增加过程中检测出的心电信号推定运动程度。
5．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述心电传感器由被设置在手柄部分上的电极检测心电信号。
6．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述心电传感器，是在胸带上具备1对电极和信号发送部分的传感器。
7．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述心电传感器，是把电极用粘贴方法粘在运动者胸部的胸部感应式传感器。
8．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元，根据被检测出的各心电信号的心搏间隔的波动，推定上述无氧性运动阈值。
9．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元包括，算出被检测出的各心电信号的心搏间隔的波动的单元，算出心搏间隔的波动的熵的单元，和求相对于负荷的增加的熵的变化特性的极小点的单元，把与极小点对应的负荷推定为无氧性运动阈值。
10．如权利要求1～3的任意一项所述的运动器械，其特征在于，上述生理信号测定单元，是血压测定单元和心电传感器，上述运动程度推定单元，根据血压×心率推定运动程度。
11．如权利要求1～3的任意一项所述的运动器械，其特征在于，上述生理信号测定单元是呼吸传感器，上述运动程度推定单元，根据呼吸数推定运动程度。
12．如权利要求4所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元包括，算出已被检测出的各心电信号的心搏间隔的波动的单元，算出心搏间隔的波动的功率的单元，和求相对于负荷的增加的功率变化的收敛点的单元，把与上述收敛点对应的运动负荷推定为运动程度。
13．如权利要求1～4的任意一项所述的运动器械，其特征在于，具备输入运动程度的单元，改变上述负荷装置的负荷的单元可以根据上述被输入的运动程度确定运动程度。
14．如权利要求1～4的任意一项所述的运动器械，其特征在于，包括以上述运动程度为基准确定运动程序的单元，和输出已确定的运动程序的单元。
15．如权利要求14所述的运动器械，其特征在于，改变速度或者负荷使得根据上述运动程序进行运动。
16．如权利要求1～4以及13～15的任意一项所述的运动器械，其特征在于，它根据已被推定的运动程度水平是最大心率的几％，进行有氧能力评价。
17．一种运动器械，包括随时间逐渐增加负荷的负荷装置；心电传感器，检测心电信号；测量单元，测量在上述负荷的逐渐增加过程中检测出的心电信号；计算单元，算出心电信号和上述心搏间隔的波动；运动程度推定单元，它根据上述心率和上述心搏间隔的波动推定运动程度；以及控制单元，它根据推定出的运动程度控制负荷装置的负荷。
18．如权利要求17所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度是无氧性运动阈值。
19．如权利要求1～4、13～15的任意一项所述的运动器械，其特征在于，根据上述推定出的运动程度水平中的氧摄取量推定值，进行有氧功率评价。
20．一种运动器械，包括随时间增加负荷的负荷装置；心电传感器，用来检测心电信号；测量单元，用来测量在负荷逐渐增加过程中检测出的心电信号的心率；计算单元，算出心电信号的心搏间隔的波动；运动程度推定单元，用来根据上述心率和上述心搏间隔的波动，推定运动程度；以及体力推定单元，用来根据在相对于上述推定出的运动程度的前后的负荷变化的心率变化的斜率，推定体力。
21．如权利要求20所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度是无氧性运动阈值。
22．如权利要求21所述的运动器械，其特征在于，当在上述运动程度推定单元中，不能根据心搏间隔的波动进行运动程度的推定的情况下，输出根据其它的生理信息或者被测者的身体信息推定出的运动程度。
23．如权利要求17～20的任意一项所述的运动器械，其特征在于，包括在安静时，根据上述心搏间隔的波动的程度判断是否实施运动程度的推定的判断单元。
24．如权利要求17～20的任意一项所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元，根据用年龄、性别等的个人数据算出的运动负荷初始值进行运动程度的推定。
25．如权利要求17～20或者24的任意一项所述的运动器械，其特征在于，上述运动程度推定单元，在某一速度以下逐渐增加上述负荷装置中的负荷的过程中进行运动程度的推定。
26．一种体力评价方法，包含以下步骤在负荷装置中逐渐增加负荷；在上述逐渐增加过程中用心电传感器在逐渐增加的运动负荷中检测心电信号；从上述检测出的心电信号中求心率和心搏间隔的波动；根据上述求得的心率和心搏间隔的波动同时推定体力和运动程度。
27．如权利要求26所述的体力测定方法，其特征在于，上述运动程度是无氧性运动阈值。
28．一种搏动计，包括搏动传感器，用来检测心电中的搏动信号；报知单元，用来报知逐渐增加运动速度；运动程度推定单元，用来根据在运动逐渐增加过程中用搏动传感器检测出的搏动信号推定运动程度；以及根据上述运动程度的推定时的运动速度设定运动步调的单元。
29．如权利要求28所述的搏动计，其特征在于，上述运动程度推定单元，根据上述搏动信号的变化推定运动程度。
30．如权利要求29所述的搏动计，其特征在于，上述推定的运动程度是无氧性运动阈值。
31．如权利要求28～30的任意一项所述的搏动计，其特征在于，上述运动程度也可以用输入单元输入。
32．如权利要求28～30的任意一项所述的搏动计，其特征在于，上述运动程度推定单元，根据搏动间隔的波动，推定运动程度。
33．如权利要求28～30的任意一项所述的搏动计，其特征在于，上述运动程度推定单元包括算出已检测出的各搏动信号的搏动间隔的波动的单元；算出搏动间的波动的熵的单元；以及求相对于运动的增加的熵变化特性的极小点的单元，并把与极小点对应的负荷推定为运动程度。
34．如权利要求28～30、32以及33的任意一项所述的搏动计，其特征在于，包括报知单元，在由上述运动程度推定单元进行推定时，报知该意思。
35．如权利要求28～33的任意一项所述的搏动计，其特征在于，为了显示而输出上述推定出的运动程度。
36．如权利要求28～35的任意一项所述的搏动计，其特征在于，包括在由于上述运动的逐渐增加而达到运动程度时，根据该水平指示运动的步调的单元。
37．如权利要求28～36的任意一项所述的搏动计，其特征在于，包括计算单元，算出在以上述运动程度为基准设定的目标区域中的运动时间，和在比该限度强或者弱的运动强度中的运动时间；显示单元，用来显示该运动时间；以及或者存储单元，用来存储该运动时间。
38．如权利要求28～30的任意一项所述的搏动计，其特征在于，上述运动程度推定单元包括计算波动的单元，它算出被检测出的各心电信号的心搏间隔的波动；计算功率的单元，它算出心搏间隔的波动的功率；以及求收敛点的单元，用来求与负荷的增加对应的功率的变化的收敛点，并把与上述收敛点对应的运动负荷推定为运动程度。
全文摘要
一种运动器械,在测定开始用心电传感器(1)检测心电信号(ST33),开始负荷驱动(ST4),顺序求心电信号的心搏间隔。接着,用从前次心搏的RR间隔(RR(n))中减去这次心搏的(RR(n+1)),并以(RR(n))除之,再乘以100%的算式求心搏间隔波动(PI(n)%)(ST5),从该PI的128数据份中算出熵(ST6),在负荷逐渐增加的过程(ST8)中从熵的变化求熵的极小点,把该极小点设置为无氧性运动阈值点(ST7)。用该无氧性运动阈值控制运动器械的负荷。
文档编号A61B5/024GK1291904SQ99803328
公开日2001年4月18日 申请日期1999年2月24日 优先权日1998年2月26日
发明者志贺利一, 小林达矢, 木下弘美, 吉村学 申请人:欧姆龙株式会社