(57)【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項２】
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１に記載の運動機器。
【請求項３】
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。
【請求項４】
前記推定された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さらに備えた、請求項１に記載の運動機器。
【請求項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４に記載の運動機器。
【請求項６】
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。
【請求項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。
【請求項８】
前記運動レベルは無酸素性運動閾値である、請求項７に記載の運動機器。
【請求項９】
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４に記載の運動機器。
【請求項１０】
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７に記載の運動機器。
【請求項１１】
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７に記載の運動機器。
【請求項１２】
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７に記載の運動機器。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、自転車エルゴメータ、トレッドミル、ローイングエルゴメータなどの運動機器に関する。
【０００２】
【背景技術および発明が解決しようとする課題】
この発明に興味のある、運動レベルを決定する装置および方法がたとえば国際公開第ＷＯ９６／２０６４０号公報に開示されている。同公報によれば、トレーニ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ＱＲＳ複合波形を測定してそれによって心拍数を計算し、その心拍数から導かれたスペ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。
【０００３】
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７−３８８８５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。
【０００４】
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。
【０００５】
一方で、従来健康の維持増進のために自転車エ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。
【０００６】
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、ＡＴ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。
【０００７】
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。
【０００８】
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ーニングや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。
【０００９】
（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。
【００１０】
（３）各個人の運動能力に適合した運動強度としては、ＡＴ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、計測も拘束的であり、実用的に運動機器に搭載することができない。
【００１１】
（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。
【００１２】
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。
【００１３】
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。
【００１４】
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を提供することを目的とする。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
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、推定された運動レベ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。
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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、それに基づい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。
【００２０】
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。
【００２１】
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、運動レベルを評価し得る運動機器が提供できる。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下この発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２５】
（１）  第１実施の形態
図１はこの発明の第１実施の形態に係る運動機器の一例である自転車エ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ＣＰＵ６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。
【００２６】
図２はこの実施の形態に係る自転車エルゴメータの外観斜視図である。図２を参照して、自転車エルゴメータはサドル１１と、ハンドル１２と、操作部１３と、ペダル１４と、前脚フレーム１５と、後脚フレーム１６とを含む。操作部１３はキー入力装置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１４を踏み、回転することによって運動を行なう。ペダル１４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１４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１３のその他の回路に送信され、信号が処理される。
【００２７】
図１０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ベルト４１が装着されハンドル１２に受信部（図２の操作部１３に相当）４２が設けられている。
【００２８】
図１１は自転車エ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１２に心電検出用の電極４３，４４が設けられている。両手で電極４３，４４を握ることにより心電が検出される。電極４３，４４はエルゴメータ本体内の回路部に接続されている。
【００２９】
図１２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１２を参照して、Ｇ（グランド）、＋（プラス）、−（マイナス）の３個の電極４５，４６，４７が運動者Ｍの胸に貼付けられている。有線４８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。
【００３０】
図１３は自転車エ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４９を取付け、脈拍を検出する。
【００３１】
従来のエ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、ＡＴポイントが約５５％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。
【００３２】
しかし、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２４人の男子学生につき、最大心拍数を１００％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。
【００３３】
この実施の形態に係る自転車エルゴメータでは、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。
【００３４】
次に、図４に示すフローチャートにより、この実施の形態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ＣＰＵ６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ＳＴ１、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（ＳＴ２）。このキャリブレーション動作は、ＣＰＵ６からの信号でアンプ４のゲインを調整することにより行なわれる。
【００３５】
表示器８に、「測定開始」を表示し（ＳＴ３）、負荷装置９の制御を開始する（ＳＴ４）。負荷装置９の負荷として、毎分１５Ｗ［ワット］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ＰＩ（Ｐｅｒｃｅｎｔ Ｉｎｄｅｘ）を算出する（ＳＴ５）。ここでＰＩ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。
【００３６】
ＰＩ（ｎ）％＝｛ＲＲ（ｎ）−ＲＲ（ｎ＋１）｝／ＲＲ（ｎ）×１００％  ここでは、このＰＩを心拍間隔のゆらぎと称している。
【００３７】
このＰＩ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）。
【００３８】
【数１】
0003551924.tif 000002
【００３９】
続いて、ＡＴポイントに達したか否かを判別し（ＳＴ７）、図５Ａ、図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ＰＩ値およびエントロピー算出を続ける（ＳＴ５，ＳＴ６）。図５Ａ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ＳＴ７の判定ＹＥＳ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（ｂＰＭ）、負荷強度（Ｗ）、時間（ｍｉｎ）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（ＳＴ１０）。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（ＳＴ１１）。
【００４０】
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、あるいは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。
【００４１】
図６はこの実施の形態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（ＳＴ２１）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（ＳＴ２３）、判定がＹＥＳの場合は、負荷をＡＴの８２％とし（ＳＴ２４）、ＳＴ２３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ＡＴ１１８％とする（ＳＴ２６）。ＳＴ２５で判定がＮＯの場合は、さらに次の他の処理に移る。
【００４２】
またこの実施の形態に係る自転車エ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。
【００４３】
さらに他のエルゴメータについて説明する。この自転車エルゴメータでは、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になっている。
【００４４】
この実施の形態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（ＳＴ３２）。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）。このエントロピーレベルが２．０未満の場合はＡＴ推定不能として推定が終了する（ＳＴ３５）。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。
【００４５】
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／分以上の負荷漸増速度は適用しない。
【００４６】
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推定が可であったか否かを判断し（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）。ＳＴ４０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）。
【００４７】
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エントロピーとの関係を求め、エントロピー最小点での心拍数として算出される。
【００４８】
心拍間隔ゆらぎエントロピーはまずＲＲデータおよび次の式（２）を用いてＰＩを算出する。
【００４９】
ＰＩ（ｎ）％＝｛ＲＲ（ｎ）−ＲＲ（ｎ＋１）｝／Ｒ（ｎ）×１００…（２）  このＰＩ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）＝ｆｉ／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。
【００５０】
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拍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｝×０．５５＋安静時心拍数によって決定される指数を中心に±２０拍の範囲で同様の推定を行なう。
【００５１】
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。
【００５２】
なお、上記各実施の形態において、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ＤＰ（Ｄｏｕｂｌｅ Ｐｒｏｄｕｃｔ）（血圧×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１４Ａ、図１４Ｂに示すように指用血圧計のカフ５０を自転車エルゴメータのハンドル１２に接することにより測定できる。図１４Ｂにおいて、５１は空気チューブおよび５２は脈波信号線である。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１５Ａ、図１５Ｂに示すように、運動者Ｍの鼻にサーミスタ５３を装着することによって行なう。たとえば、鼻穴を広げるテープ５４などでサーミスタ５３を保持し（図１５Ｂ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。
【００５３】
また、上記各実施の形態で負荷を変化可能な負荷装置として、自転車エルゴメータを用いたが、これに代えて図１６に示すトレッドミルや図１７に示すローイングエルゴメータ等にも本発明は適用できる。
【００５４】
図１６において、２１は走行ベルトであり、２２は表示部、キー入力部等を有する操作部で、電源スイッチ２３をオンすると、内蔵するモータによって走行ベルト２１が移動する。運動者はこの走行ベルト２１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。
【００５５】
図１７に示すローイングエルゴメータはシート３１とレール３２と電源スイッチ３３とフットレスト３４とバー３５と操作パネル３６とを有する。シート３１に運動者が座り、ロープ付のバー３５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、バーの元位置に復帰しよ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。
【００５６】
（２）  第２実施の形態
以下この発明の第２実施の形態について説明する。第２実施の形態においては、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実施の形態においても、使用される自転車エ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実施の形態と同様である。
【００５７】
図１８は第２実施の形態における心電信号処理の処理内容を示すフローチャートである。図１８を参照して、この実施の形態においては、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実施の形態と同様である。
【００５８】
第２実施の形態においては、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。
【００５９】
ｐｏｗｅｒ（ｎ）［ｍｓ２］＝｛ＲＲ（ｎ−１）−ＲＲ（ｎ）｝２  …（３）
すなわちパワーは前回のＲＲ間隔と今回のＲＲ間隔の差を二乗したものである。ここでこのパワーを心拍間隔のゆらぎのパワーと称する。このパワーデータの３０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。
【００６０】
次いでＳＴ５６でＡＴポイントに達したか否かを判別する。図１９Ａ、図１９Ｂ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１９Ｂ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値を下回り、かつ前回のパワー値との差（ｐｏｗｅｒ（ｎ−１）−ｐｏｗｅｒ（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。
【００６１】
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（ＳＴ５６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の実施の形態と同様である。
【００６２】
（３）  第３実施の形態
次にこの発明の第３実施の形態について説明する。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（ＶＯ２）を算出し、体重１キログラム当りのＶＯ２を求める。
【００６３】
たとえば、体重７０ｋｇの人が自転車エルゴメータ運動の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。
【００６４】
ＶＯ２（ｍｌ／ｋｇ／ｍｉｎ）＝負荷（Ｗ）÷０．２３２×１４．３÷５．０÷体重（ｋｇ）…（４）
ここで、０．２３２は自転車エ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＝１４．３ｃａｌ／分の換算係数であり、５．０は１リットルの酸素消費量で５．０ｋｃａｌ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。
【００６５】
ＶＯ２（ｍｌ／ｋｇ／ｍｉｎ）＝１００÷０．２３２×１４．３÷５．０÷７０＝１７．６
これは、無酸素性運動閾値時のＶＯ２が１７．６（ｍｌ／ｋｇ／ｍｉｎ）となることを示す。
【００６６】
一般に健常者でのＡＴは、最大酸素摂取量（ＶＯ２ｍａｘ）の約５５％で出現することから、各年齢でのＶＯ２ｍａｘ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。
【００６７】
（４）  第４実施の形態
次にこの発明の第４実施の形態について説明する。第４実施の形態においては、第１〜第３実施の形態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。
【００６８】
この実施の形態に係る心拍計の構成を図２０に示す。図２０を参照して、この実施の形態に係る心拍計は、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、Ａ／Ｄ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ＣＰＵ６６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。
【００６９】
この実施の形態に係る心拍計では、心拍がＡＴレベルに達すると報知器７０によっ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によっ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。
【００７０】
図２１はこの実施の形態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。
【００７１】
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ＣＰＵ６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入カモードであるなら、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ＳＴ７６移行の処理を実行する。ＳＴ７６以降の処理については後述する。
【００７２】
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ＣＰＵ６６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ャリブレーションを行なう（ＳＴ７２）。
【００７３】
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。このときの心拍データをＣＰＵ６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ＣＰＵ６６に取込み、ＲＲ間隔データを抽出し、ＰＩを算出する。ここでＰＩは上記した式（２）で求める。
【００７４】
このＰＩ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より上記した第１実施の形態と同様に式２に従ってエントロピーの極小点を検出し無酸素性運動閾値推定を行なう（ＳＴ７３，ＳＴ７４）。
【００７５】
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）。
【００７６】
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。
【００７７】
なお、図２１に示した心拍計の心拍センナ６１に代えて、脈拍センサ６１ａ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。
【００７８】
また第４実施の形態においてはエントロピーを用いて無酸素性運動閾値の検出を行ったが、これに限らず、第２または第３実施の形態を用いて無酸素性運動閾値の検出を行ってもよい。
【００７９】
また、上記実施の形態では、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、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。
【００８６】
（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。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の一実施の形態における自転車エルゴメータの回路構成を示すブロック図である。
【図２】自転車エルゴメータの外観斜視図である。
【図３】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】第１実施の形態における自転車エルゴメータのＡＴ推定の処理動作を説明するためのフローチャートである。
【図５Ａ】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ー変化を示す図である。
【図５Ｂ】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ー変化を示す図である。
【図６】ＡＴに応じた運動プログラムの一例を示すフローチャートである。
【図７】第１実施の形態における自転車エルゴメー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】第１実施の形態における自転車エ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】第１実施の形態における自転車エ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１０】第１および第２実施の形態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１１】第１実施の形態における自転車エ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１２】第１および第２実施の形態における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す例である。
【図１３】第１実施の形態に係る自転車エ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１４Ａ】この発明の第１実施の形態に係る自転車エ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１４Ｂ】この発明の第１実施の形態に係る自転車エ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１５Ａ】この発明の第１実施の形態に係る自転車エ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１５Ｂ】この発明の第１実施の形態に係る自転車エ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１６】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示す外観斜視図である。
【図１７】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１８】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実施の形態における処理内容を示すフローチャートである。
【図１９Ａ】ゆらぎのパワーと負荷の関係を示す図である。
【図１９Ｂ】ゆらぎのパワーと負荷の関係を示す図である。
【図２０】第４実施の形態における拍動計の構成を示すブロック図である。
【図２１】第４実施の形態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２２】第４実施の形態における心拍計の処理動作を説明するためのフローチャートである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５Ａ】
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【図１５Ｂ】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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