(57)【要約】【課題】非侵襲的に検出される脈波または心電図の特徴から、運動中の被験者の運動負荷強度を評価する装置を提供すること。【解決手段】運動負荷強度評価装置１０は、運動中の被験者に装着され、非侵襲的に末梢における脈波を検出する脈波検出部６０と、検出された脈波に基づいて、心臓の弛緩時間を反映する脈波の特徴より弛緩時間ＤＴを測定する弛緩時間算出部９０と、時間経過毎に弛緩時間算出部９０にて測定される弛緩時間ＤＴが入力され、各弛緩時間ＤＴの変化を検出する弛緩時間変化検出部１００とを有する。【選択図】        図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
運動中の被験者の心臓の弛緩時間を非侵襲的に測定する弛緩時間測定部と、
時間経過毎に前記弛緩時間測定部にて測定される前記弛緩時間が入力され、各弛緩時間の変化を検出する弛緩時間変化検出部と、
を有する運動負荷強度評価装置。
【請求項２】
請求項１において、
前記被験者の運動負荷強度を測定する運動負荷強度測定部をさらに有し、
前記弛緩時間変化検出部は、前記運動負荷強度測定部の出力に基づいて、異なる運動負荷強度に対応する弛緩時間の変化を検出する運動負荷強度評価装置。
【請求項３】
請求項１または２において、
前記弛緩時間測定部は、運動中の被験者の心電図を計測する心電図計測部を含み、心臓の弛緩時間を反映する前記心電図の特徴より前記弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項４】
請求項１または２において、
前記弛緩時間測定部は、運動中の被験者に装着され、非侵襲的に末梢における脈波を検出する脈波検出部を含み、心臓の弛緩時間を反映する前記脈波の特徴より前記弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項５】
請求項１または２において、
前記駆出時間測定部は、
運動中の被験者に装着され、非侵襲的に末梢における脈波を検出する脈波検出部と、
前記脈波検出部からの出力に基づいて、前記心臓の駆出時間に補正する駆出時間補正部と、
を有する運動負荷強度評価装置。
【請求項６】
請求項４または５において、
前記弛緩時間測定部は、
前記被験者の運動による体動に起因した、体動波形を検出する体動波形検出部と、
前記脈波検出部からの脈波より、前記体動波形検出部からの体動波形を除去する体動波形除去部と、
をさらに有し、
前記弛緩時間測定部は、前記体動波形が除去された脈波に基づいて弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項７】
請求項４乃至６のいずれかにおいて、
前記弛緩時間測定部は、前記脈波の一周期から、前記脈波の立ち上がりからディクロティクノッチに至るまでの駆出時間を差し引いて測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項８】
請求項４乃至７のいずれかにおいて、
前記弛緩時間測定部は、前記脈波を一次微分する一次微分部と、一次微分波形を二次微分する二次微分部とを有し、二次微分波形に基づいて前記弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項９】
請求項４乃至８のいずれかにおいて、
前記弛緩時間測定部は、前記脈波の波高値と基準値とを比較するコンパレータを含み、前記コンパレータからの矩形波の波幅に基づいて心臓の駆出時間を測定し、さらに、前記脈波の一周期から駆出時間を差し引いて前記弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項１０】
請求項９において、
前記コンパレータは、帰還抵抗が正の入力端子に接続されたヒステリシス付コンパレータである運動負荷強度評価装置。
【請求項１１】
請求項４または５において、
前記弛緩時間測定部は、前記脈波検出部からの脈波をフーリエ変換するフーリエ変換部をさらに有し、
前記弛緩時間測定部は、フーリエ変換された周波数スペクトルの中から、心臓の弛緩時間を反映する前記脈波の特徴に基づく周波数スペクトルを抽出し、
前記弛緩時間変化検出部は、時間経過毎に前記弛緩時間測定部より抽出された周波数スペクトルの周波数の変化を検出する運動負荷強度評価装置。
【請求項１２】
請求項６において、
前記弛緩時間測定部は、
前記脈波検出部からの脈波をフーリエ変換する第１のフーリエ変換部と、
前記体動波形検出部からの体動波形をフーリエ変換する第２のフーリエ変換部と、
をさらに有し、
前記体動波形除去部は、前記第１，第２のフーリエ変換部からの各周波数帯域の周波数スペクトルのうち、同一周波数の周波数スペクトル同士を減算する運動負荷強度評価装置。
【請求項１３】
請求項１２において、
前記弛緩時間測定部は、前記体動波形除去部からの周波数スペクトルの中から、心臓の弛緩時間を反映する前記脈波の特徴に基づく周波数スペクトルを抽出し、
前記弛緩時間変化検出部は、時間経過毎に前記弛緩時間測定部より抽出された周波数スペクトルの周波数の変化を検出する運動負荷強度評価装置。
【請求項１４】
請求項１２において、
前記弛緩時間測定部は、前記体動波形除去部からの出力を逆フーリエ変換する逆フーリエ変換部と、逆フーリエ変換された脈波を一次微分する一次微分部と、一次微分波形を二次微分する二次微分部とを有し、二次微分波形に基づいて前記弛緩時間を測定する運動負荷強度評価装置。
【請求項１５】
請求項１乃至１４のいずれかにおいて、
前記弛緩時間変化検出部の出力に基づいて、乳酸閾値を超えたことを告知する告知部をさらに有する運動負荷強度評価装置。
【請求項１６】
請求項１乃至１４のいずれかにおいて、
前記弛緩時間変化検出部の出力に基づいて、無酸素運度に入ったことを告知する告知部をさらに有する運動負荷強度評価装置。
【請求項１７】
運動中の被験者の心臓の弛緩時間を非侵襲的に測定する弛緩時間測定部と、
前記弛緩時間と運動負荷強度との相関データを記憶する記憶部と、
前記弛緩時間測定部にて測定される前記弛緩時間に基づいて、前記記憶部より対応する運動負荷強度を検出する運動負荷強度検出部と、
を有する運動負荷強度評価装置。
【請求項１８】
請求項１７において、
時間経過毎に前記弛緩時間測定部にて測定される前記弛緩時間が入力され、各弛緩時間の変化を検出する弛緩時間変化検出部がさらに設けられ、
前記運動負荷強度検出部は、前記弛緩時間変化検出部にて前記弛緩時間が変化した時に、前記運動負荷強度を検出する運動負荷強度評価装置。
【請求項１９】
請求項１乃至１８のいずれかにおいて、
前記弛緩時間に代えて、心拍の一周期に対する弛緩時間の割合を指標として用いる運動負荷強度評価装置。
【請求項２０】
請求項１乃至１８のいずれかにおいて、
前記弛緩時間変化検出部は、前記弛緩時間が変化した時に心拍の１周期を出力する運動負荷強度評価装置。
【請求項２１】
請求項１５または１６において、
前記告知部は、安全な運動範囲を超える弛緩時間を記憶する記憶部を有し、策定された弛緩時間が前記記憶部に記憶された弛緩時間よりも短くなったときに、安全域を外れたことを告知する運動負荷強度評価装置。
【請求項２２】
請求項１乃至２１のいずれかに記載の運動負荷強度評価装置を含む運動機器。
【請求項２３】
請求項２２において、
前記弛緩時間変化検出部にて出力された心拍の１周期に基づいて運動負荷強度の範囲を心拍数の範囲で設定する運動機器。
【請求項２４】
請求項２２または２３において、
運動負荷強度が異なる運動メニューを出力する出力部をさらに有する運動機器。
【請求項２５】
請求項２２または２３において、
運動負荷強度が異なる運動メニューに従って、前記被験者が体得する運動負荷を出力する負荷出力部をさらに有する運動機器。
【請求項２６】
請求項２４または２５において、
前記運動メニューは、前記被験者について運動負荷と弛緩時間との相関より求められる乳酸閾値に基づいた所定の運動負荷強度範囲に設定されている運動機器。
【請求項２７】
請求項２６において、
前記運動メニューを記憶する記憶媒体が着脱自在である運動機器。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被験者の運動負荷強度を評価する運動負荷強度評価装置及び運動機器に関する。特に、現在の運動強度が安全でかつ効果的な運動であるかを評価し、あるいは運動負荷強度自体を評価することができる運動負荷強度評価装置及び運動機器に関する。
【０００２】
【背景技術及び発明が解決しようとする課題】
血中乳酸濃度が増加し始める閾値（有酸素運動から無酸素運動へ切り換わる閾値ともいわれている）を運動負荷強度または酸素摂取量の数値として表現した、無酸素性作業閾値（ＡＴ：ａｎａｅｒｏｂｉｃ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）は、呼吸器系や循環器系の機能に対する運動効果の評価や、スポーツのトレーニングにおける適切な運動負荷強度の選択などを行うために有用な指標であることが知られている。この閾値の検出は、血液中の乳酸濃度が急激に増加し始める運動負荷強度または酸素摂取量の数値である乳酸閾値（ＬＴ：ｌａｃｔａｔｅ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）の検出、または、運動負荷強度の増加に伴う呼気中の二酸化炭素の増加率が一段と高くなる運動負荷強度または酸素摂取量の数値である換気閾値（ＶＴ：ｖｅｎｔｉｌａｔｏｒｙ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）の検出によって行うことができる。また、この閾値は、交感神経活動が亢進する閾値（ＣＴ：Ｃａｔｅｃｈｏｌａｍｉｎｅ  Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）と近似する。
【０００３】
しかしながら、血液中の乳酸値の測定は、血液の採取が必要となるため侵襲的に行わねばならず、運動の実施とともに手軽に行うということは困難である。
【０００４】
また、換気閾値を検出するために行われる、酸素摂取量や二酸化炭素発生量の監視は、装置から伸びる管路に接続されたマウスピースを通して呼吸を行い、吸気や呼気の量と成分を計測する必要があるため、大掛かりな装置を必要とする。
【０００５】
本発明の目的は、非侵襲的に検出される弛緩時間に基づいて、安全で効果的な運動負荷強度を評価することができる運動負荷強度評価装置及び運動機器を提供することにある。
【０００６】
本発明の他の目的は、運動負荷強度を評価することで、安全でかつ効果的な運動を体得することができる運動負荷強度評価装置及び運動機器を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明の一態様に係る運動負荷強度評価装置は、
運動中の被験者の心臓の弛緩時間を非侵襲的に測定する弛緩時間測定部と、
時間経過毎に前記弛緩時間測定部にて測定される前記弛緩時間が入力され、各弛緩時間の変化を検出する弛緩時間変化検出部と、
を有する。
【０００８】
ここで、弛緩時間（ＤＴ：ｄｉａｓｔｏｌｉｃ  ｔｉｍｅ）は、心臓の拡張期の時間であり、非侵襲的に測定される心電波形または脈波波形の特徴より推定することができる。
【０００９】
心臓の弛緩時間は、運動負荷強度の増加に伴い短縮するが、乳酸閾値（ＬＴ）に対応する運動負荷強度を超えると、弛緩時間は不変またはわずかに変化する程度であり、乳酸閾値付近で明瞭な屈曲点が認められる。よって、例えば運動負荷強度を高めながら運動する際に、弛緩時間変化検出部にて弛緩時間の変化を検出すれば、現在の運動が乳酸閾値に達しない運動の運動負荷強度であるのか、あるいは乳酸閾値に達した運動の運動負荷強度であるかを評価できる。例えば一つの指標として、乳酸閾値の付近を安全でかつ効果的な運動と定義することができ、この運動範囲を弛緩時間変化検出部からの出力に基づいて判断できる。この時の運動強度を心拍数と仕事率（ｗａｔｔ）で告知することができる。
【００１０】
ここで、前記被験者の運動負荷強度を測定する運動負荷強度測定部をさらに有することができる。この場合、前記弛緩時間変化検出部は、前記運動負荷強度測定部の出力に基づいて、異なる運動負荷強度に対応する弛緩時間の変化を検出することができる。よって、異なる運動負荷強度に対応する弛緩時間が実質的に等しければ、乳酸閾値を超えた運動であると認識できる。
【００１１】
本発明の一態様では、前記弛緩時間測定部は、前記被験者の運動による体動に起因した、体動波形を検出する体動波形検出部と、前記脈波検出部からの脈波より、前記体動波形検出部からの体動波形を除去する体動波形除去部とをさらに有することができる。運動中の体動が脈波に悪影響を及ぼすので、この悪影響を除去することが望ましいからである。この場合、弛緩時間測定部には、体動波形が除去された脈波が入力されるので、より精度高く運動負荷強度を評価できる。
【００１２】
前記弛緩時間測定部は、前記脈波の一周期から、前記脈波の立ち上がりからディクロティクノッチに至るまでの駆出時間を差し引くことで測定することができる。詳細を後述するように、脈波の立ち上がりからディクロティクノッチに至るまでの時間間隔が駆出時間を反映し、その駆出時間と弛緩時間との和が脈波の一周期であるからである。
【００１３】
心臓での駆出時間は、心音図によって求めることができる。そこで、予め心音図によって求めた大動脈弁解放時間Ｓ１から大動脈弁閉鎖時間Ｓ２に求めた時間間隔を測定した収縮時間と、前記脈波の立ち上がりからディクロティクノッチに至るまでの時間間隔との関係を求めた相関式で、前記脈波の立ち上がりからディクロティクノッチに至るまでの時間間隔を補正して駆出時間とすることができる。
【００１４】
前記弛緩時間測定部は、前記脈波を一次微分する一次微分部と、一次微分波形を二次微分する二次微分部とを有することができる。一次微分波形、さらに二次微分波形では、上述した脈波の特徴がより顕在化するので、それに基づいて弛緩時間を測定することができるからである。
【００１５】
前記弛緩時間測定部は、脈波の波高値と基準値とを比較するコンパレータを含むことができる。このコンパレータからの矩形波の波幅に基づいて駆出時間を測定することができる。脈波の一周期から駆出時間を差し引けば弛緩時間が求められる。このとき、帰還抵抗が正の入力端子に接続されたヒステリシス付コンパレータを用いることができる。ヒステリシス付コンパレータは、例えばディクロティクノッチ付近で矩形波が立ち下がった直後に、脈波の波高値が基準値を再度上回ったとしても、矩形波の立ち上がりを遅らせることができるからである。これにより、駆出時間を反映した矩形波を確保することができる。
【００１６】
前記弛緩時間測定部は、前記脈波検出部からの脈波をフーリエ変換するフーリエ変換部をさらに有することができる。この場合、前記弛緩時間測定部は、フーリエ変換された周波数スペクトルの中から、心臓の弛緩時間を反映する前記脈波の特徴に基づく周波数スペクトルを抽出する。前記弛緩時間変化検出部は、時間経過毎に前記弛緩時間測定部より抽出された周波数スペクトルの周波数の変化を検出する。こうして、周波数スペクトルに基づいて、弛緩時間の変化を検出できる。
【００１７】
前記弛緩時間測定部は、前記脈波検出部からの脈波をフーリエ変換する第１のフーリエ変換部と、前記体動波形検出部からの体動波形をフーリエ変換する第２のフーリエ変換部とをさらに有することができる。この場合、前記体動波形除去部は、前記第１，第２のフーリエ変換部からの各周波数帯域の周波数スペクトルのうち、同一周波数の周波数スペクトル同士を減算する。こうして、周波数スペクトルの段階で体動を除去することができる。これ以降の弛緩時間検出と弛緩時間変化検出も、上記と同様に周波数スペクトルに基づいて実施できる。
【００１８】
あるいは、前記弛緩時間測定部は、前記体動波形除去部からの出力を逆フーリエ変換する逆フーリエ変換部と、逆フーリエ変換された脈波の立ち上がりからディクロティックノッチに至るまでの時間間隔を測定しても良い。あるいは、一次微分する一次微分部と、一次微分波形を二次微分する二次微分部とを有し、一次微分波形あるいは、二次微分波形に基づいて前記弛緩時間を測定してもよい。
【００１９】
本発明では、前記弛緩時間変化検出部の出力に基づいて、乳酸閾値を越えた無運動であることを告知する告知部をさらに有することができる。これにより、被験者は乳酸閾値付近での運動強度で運動を継続することができ、告知があった場合に運動負荷強度を一定に保てば良い。
【００２０】
この場合、告知部では、弛緩時間変化検出部から出力される心拍の一周期の時間から心拍数を告知しても良い。
【００２１】
本発明の他の態様では、上述した弛緩時間変化検出部に代えて、あるいはそれに追加して、前記弛緩時間測定部にて測定される前記弛緩時間に基づいて、記憶部より対応する運動負荷強度を検出する運動負荷強度検出部を設けることができる。記憶部には予め、被験者の心臓の弛緩時間と運動負荷強度との相関データが記憶されている。こうすると、運動中の負荷強度を認識することができる。
【００２２】
この場合、前記運動負荷強度検出部は、前記弛緩時間変化検出部にて前記弛緩時間が変化した時に、前記運動負荷強度を検出するようにしてもよい。
【００２３】
本発明では、弛緩時間に代えて、心拍または脈波の一周期に対する弛緩時間の割合（正規化された弛緩時間という）を用いることもできる。ここで、心拍または脈波の一周期は運動負荷強度が大きくなるに従い、乳酸閾値ＬＴの前後に拘らずほぼ一定の比率で短くなる。これに対して、弛緩時間は後述する図２の通り乳酸閾値ＬＴの前後で変化率が異なる。よって、正規化された弛緩時間は、乳酸閾値ＬＴに達するまでは、運動負荷強度が大きくなるにしたがい短くなるが、乳酸閾値ＬＴに達した以降は心拍または脈波の一周期の減少にかかわらずほぼ一定かやや上昇する。このことを利用して、上述の各種態様にて正規化された弛緩時間から乳酸閾値ＬＴに達したことを告知し、あるいは運動中の負荷強度と運動の安全性を告知することが可能となる。
【００２４】
さらに、告知部はあらかじめ安全な運動範囲を超える弛緩時間を記憶部にセットしておき、測定された弛緩時間が記憶部に記憶された弛緩時間よりも短くなったときには、安全域を外れたことを知らせることもできる。
【００２５】
また、本発明のさらに他の態様は、運動負荷評価装置を含んで運動機器を構成したものである。この運動機器は、例えば運動負荷強度の異なる運動メニューを表示部等に出力するか、あるいはその運動メニューに従って被験者が体得する運動負荷強度を負荷出力部によって変化させることができる。例えば走行マシーンのベルト速度やペダルマシンーンのペダル負荷を変化させても良い。この運動メニューとしては、各個人について運動負荷強度と心臓の弛緩時間とを予め測定しておき、各個人について安全でかつ効果的な運動メニューを運動機器にセットできるようにしても良い。安全でかつ効果的な運動メニューは、被験者について運動負荷強度と弛緩時間との相関より予め求められる乳酸閾値に基づいた所定の運動負荷範囲に設定される。この運動負荷範囲は、例えば心臓疾患者あるいは一般健常者などに対しては乳酸閾値付近に設定するとよい。しかし、これに限らず、例えば競技者の場合には乳酸閾値を超える範囲に設定してもよい。また、前記弛緩時間変化検出部にて出力された心拍の１周期に基づいて運動負荷強度の範囲を心拍数の範囲で設定しても良い。さらに、被験者固有の運動メニューを記憶する記憶媒体を運動機器に対して着脱自在とすれば、被験者に合った運動メニューを容易に設定できる。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の一実施形態について、図面を参照して説明する。
【００２７】
（弛緩時間の説明）
図１は、心臓の周期を示したものである。図１において、波形ＳＷは心電波形、波形ＭＨ１は心臓から流出する直後の大動脈血圧波形、波形ＭＨ２は末梢部（橈骨動脈）の一般的な脈波波形である。図１において、血液の流動に伴う時間遅れは無視してある。
【００２８】
まず、駆出時間ＥＤ（Ｅｊｅｃｔｉｏｎ  Ｄｕｒａｔｉｏｎ）について説明する。駆出時間は、厳密な意味においては、大動脈血圧波形ＭＨ１における大動脈弁開放時刻ｔ１と大動脈弁閉鎖時刻ｔ２の時間間隔となり、安静時において、２８０ｍｓ程度である。大動脈弁の解放は心室の収縮によって起こるので、この時間間隔は、心室収縮期の時間（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ  Ｔｉｍｅ）とほぼ一致する（図１の心電波形ＳＷ中のＱ−Ｔ時間に相当）。心室収縮時間は、等容収縮と駆出時間があり、等容収縮は電気的心収縮の開始と大動脈弁の解放との時間差である。
【００２９】
一方、心臓の弛緩時間ＤＴとは心室拡張期の時間であり、等容収縮＋駆出時間ＥＤ＋弛緩時間ＤＴ＝心拍または脈波の一周期（図１の心電波形ＳＷ中の例えばＲ−Ｒ時間または脈波波形ＭＨ２中のＰ０−Ｐ０時間）の関係となる。よって、弛緩時間ＤＴを心音の測定をするなどして直接求めても良いが、心拍または脈波の一周期から駆出時間ＥＤを差し引いて求めても良い。
【００３０】
ところで、末梢部の脈波波形ＭＨ２におけるノッチＮ２は、大動脈弁閉鎖によって生じるものである。このため、脈波波形ＭＨ２における最小ピークＰ０から最大ピークＰ１の直後に生じるピークＰ４までの時間間隔は、見積の収縮時間（Ｅｓｔｉｍａｔｅｄ  Ｓｙｓｔｏｌｉｃ  Ｔｉｍｅ）と呼ばれ、駆出時間ＥＤを推定できる。
【００３１】
ここで、脈波波形には個人差があり、また同一個人においても波形形状が体調などによって変化することが知られている。このため、末梢部の脈波波形ＭＨ２に代えて、波形ＭＨ３に示すように、ピークＰ２とピークＰ３が重なり、ノッチＮ１が生じない場合がある。本実施形態では、図１の脈波ＭＨ２，ＭＨ３の種類に拘らず、点Ｐ０からディクロティクノッチ（Ｄｉｃｔｒｏｔｉｃ  Ｎｏｔｃｈ）Ｐ４までの時間間隔を駆出時間ＥＤとして取り扱うものとする。
【００３２】
このことから、駆出時間ＥＤは、厳密な意味のみならず、心室収縮期の時間（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ  Ｔｉｍｅ）及び推定の収縮時間（Ｅｓｔｉｍａｔｅｄ  Ｓｙｓｔｏｌｉｃ  Ｔｉｍｅ）を含むものとして、以下の説明を進める。本実施形態では、心拍または脈波の一周期から駆出時間ＥＤを差し引いて求めるものについて主として説明する。
【００３３】
以上の説明から、心臓の弛緩時間ＤＴは心電波形または脈波の特徴から推定できる。なお、以下の説明では、脈波から弛緩時間を推定する実施形態について述べるが、心電図測定部を用いて、図１の心電波形ＳＷから弛緩時間を推定してももちろん良い。図１の心電波形ＳＷでは、Ｑ波を基準としてＱ点及びＴ点の各変極点を求めることができ、Ｑ−Ｔ時間＝収縮時間として推定できる。この収縮時間は、厳密には等容収縮時間＋駆出時間であるが、収縮時間＝駆出時間として推定しても良い。また、図１の心電波形ＳＷのＲ−Ｒ時間を心拍の一周期とすることができ、これから駆出時間を差し引くことで弛緩時間を求めることができる。
【００３４】
（弛緩時間と乳酸量との相関）
図２は、ある被験者の運動負荷強度に対する弛緩時間ＤＴ、駆出時間ＥＤ及び脈波または心拍の一周期（Ｒ−Ｒ時間）と、乳酸値との相関を示す特性図である。図２の横軸は運動の負荷強度（Ｗａｔｔ）であり、左縦軸は時間（ｍｓｅｃ）、右縦軸は血液中に発生する乳酸値（ｍ  ｍｏｌ／ｌ）である。
【００３５】
ここで、血液中の乳酸値と運動負荷強度に応じた疲労との相関は公知であり、図２においても、血液中の乳酸値は運動の負荷強度が大きくなると増大する。
【００３６】
また、運動の負荷強度が小さければ、疲労も少なく血液中の乳酸量はさほど上昇しないことも知られている。
【００３７】
ここで、図２にはＲ−Ｒ時間及び弛緩時間ＤＴと運動負荷強度との関係が示されている。Ｒ−Ｒ時間は運動負荷強度が高くなるに従いほぼ一定の比率で短くなることは公知である。図２において、弛緩時間ＤＴは、乳酸閾値ＬＴに達する前はＲ−Ｒ時間とほぼ同じ比率で短くなるが、乳酸閾値ＬＴを越えるとほとんど変化しないことが分かる。駆出時間ＥＤは、Ｒ−Ｒ時間と等容収縮＋弛緩時間ＤＴとの差分であり、図２に示すように、乳酸閾値ＬＴに達する前はほとんど変化せず、乳酸閾値ＬＴを越えるとＲ−Ｒ時間とほぼ同じ比率で短くなる。人体に最適な運動とは、乳酸閾値ＬＴまたは交感神経活動が亢進する閾値ＣＴの強度で運動を続けることであり、非侵襲的に検出される駆出時間に基づいて閾値ＬＴまたは閾値ＣＴに相当する運動負荷強度を知ることは極めて有用である。
【００３８】
図２に示すように、運動負荷強度が１００［Ｗａｔｔ］付近までは、駆出時間ＥＤはほぼ変化がなく、弛緩時間ＤＴがＲ−Ｒ時間とほぼ同じ比率で短くなるが、血液中の乳酸値の変化は少ない。しかし、運動負荷強度が１００［Ｗａｔｔ］を超えると、駆出時間ＥＤが短くなり、弛緩時間ＤＴはほとんど変化せず、血液中の乳酸値の増加率が高くなる。この被験者の場合、運動負荷強度が１００［Ｗａｔｔ］付近の点が、乳酸閾値ＬＴ（Ｌａｃｔａｔｅ  Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）となる。
【００３９】
このように、運動負荷強度を変更した運動中に弛緩時間ＤＴを監視し、それが変化する間は乳酸閾値ＬＴ以下の運動強度であり、弛緩時間ＤＴがほとんど変化しなくなったら乳酸閾値ＬＴ付近の運動強度に至ったことが分かるので、この運動強度を保つなどの指導ができる。
【００４０】
図３は、６名の被験者の橈骨駆出時間と心音収縮時間との関係を示す特性図である。橈骨駆出時間は、橈骨動脈波の立ち上がりからディクロティックノッチに至る時間間隔であり、心音収縮時間は、心音図の１音から２音までの時間間隔で収縮時間を測定している。図３の横軸は橈骨駆出時間（ｍｓｅｃ）であり、縦軸は心音収縮時間（ｍｓｅｃ）である。図３に示すように橈骨駆出時間と心音収縮時間の相関は、相関係数をＲとすると、Ｒ２＝０．７０４４（決定係数）で、一次式ｙ＝１．２４５６ｘ−８７．１８で近似される。これより、末梢の脈波から求めた駆出時間を中枢に補正することができる。この補正部は、後述する駆出時間測定部９０に設けることができる。上記一次式は、一般式を用いるものに限らず、個々の被験者について予め心音図等から係数を求めておくこともできる。
【００４１】
（運動負荷強度評価装置の概要）
本実施形態の運動負荷強度評価装置は、上述した原理に基づいて、被験者の運動負荷強度を評価するものであり、図４のブロック図に示す構成を有する。図４において、運動負荷強度評価装置１０は、脈波検出部６０、体動波形検出部７０、体動波形除去部８０、弛緩時間算出部９０、弛緩時間変化検出部１００及び告知部１１０を有する。ここで、本実施形態では、脈波検出部６０、体動波形検出部７０、体動波形除去部８０及び弛緩時間算出部９０にて弛緩時間測定部１１が構成されている。
【００４２】
脈波検出部６０は、被験者の末梢部の脈波を非侵襲的に検出するものである。体動波形検出部７０は、運動中の被験者の体動に起因した体動波形を検出するものであり、例えば加速度センサにて構成できる。体動波形除去部８０は、脈波検出部６０からの脈波より、体動波形検出部７０からの体動波形を除去するものである。弛緩時間算出部９０は、体動波形が除去された脈波（例えば図１の脈波ＭＨ２またはＭＨ３）より、ピークＰ０から次のピークＰ０に至る脈波の一周期（Ｒ−Ｒ時間と等しい）と、ピークＰ０からピークＰ４に至る駆出時間ＥＤ）とを求め、両者の差分から弛緩時間ＤＴを算出するものである。弛緩時間変化検出部１００は、時間経過毎に弛緩時間算出部９０にて測定される脈波の一周期の時間間隔と弛緩時間ＤＴが入力され、各弛緩時間ＤＴの変化を検出するものであり、弛緩時間ＤＴが実質的に一定となったときの心拍数を出力することもできる。もし、図２の乳酸閾値ＬＴを越える運度負荷強度にて被験者が運動していれば、弛緩時間ＤＴが実質的に一定または微減するので、乳酸閾値ＬＴに達したか否かを検出できる。告知部１１０は、弛緩時間変化検出部１００にて弛緩時間ＤＴが実質的に一定となった時に、乳酸閾値ＬＴ付近の心拍数を知ることができ、被験者に弛緩時間の変化に加えてその時の心拍数を告知することもできるものである。この告知により、被験者は乳酸閾値ＬＴ付近の運動負荷強度に入ったことを検知できる。よって、その告知後に運動負荷強度を保てば、乳酸閾値ＬＴ付近の強度で運動を継続実施することが可能となる。この場合、弛緩時間が実質一定値になったときの心拍数を告知することがすることが有用である。例えばこの心拍数を上限値とし、上限値の９０％を下限値の範囲に設定して、安全で効果的な運動を継続実施することができる。
【００４３】
ここで、図４に示すように、被験者の運動負荷強度を測定する運動負荷強度測定部１０２をさらに有することができる。この測定部１０２からの出力は弛緩時間変化検出部１００に入力される。よって、弛緩時間変化検出部１００は、異なる運動負荷強度に対応する弛緩時間の変化を検出し、運動負荷強度が変化しない場合には弛緩時間の変化を検出しないように構成できる。よって、弛緩時間変化検出部１００は、異なる運動負荷強度に対応する弛緩時間の変化を検出することができる。
【００４４】
（運動負荷強度評価装置の外観構成）
本実施形態の運動負荷強度評価装置は、例えば図５（Ａ）、図５（Ｂ）および図５（Ｃ）に示すような外観的構成とすることができるが、これに限定されない。運動負荷強度評価装置１０は、腕時計状の構造を有する装置本体１２と、この装置本体１２のコネクタ部２０にコネクタピース５７を介して接続されるケーブル５８と、このケーブル５８の先端側に設けられた脈波検出部６０とを含んで構成されている。装置本体１２にはリストバンド５６が取り付けられ、リストバンド５６によって装置本体１２が被験者の手首に装着される。
【００４５】
装置本体１２はコネクタ部２０を備えており、コネクタ部２０にはケーブル５８の端部となっているコネクタピース５７が着脱自在に取り付けられている。
【００４６】
図５（Ｃ）は、このコネクタピース５７を取り外したコネクタ部２０を示しており、例えば、ケーブル５８との接続ピン２１や、データ転送を行うためのＬＥＤ２２、フォトトランジスタ２３を備えている。
【００４７】
また、装置本体１２の表面側には、告知部１１０の一例として例えば液晶パネルからなる表示部５４が設けられている。表示部５４は、セグメント表示領域や、ドット表示領域などを有し、運動負荷強度の評価結果など表示する。なお、表示部５４には液晶パネルではなく他の表示装置を用いてもよい。
【００４８】
装置本体１２の内部には、各種演算や変換などを制御するＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）、ＣＰＵを動作させるプログラムその他を記憶するメモリを備え（図示省略）、装置本体１２の外周部には各種操作や入力を行うためのボタンスイッチ１４がそれぞれ設けられている。
【００４９】
一方、脈波検出部６０は、図５（Ｂ）に示すように、センサ固定用バンド６２によって遮光されながら、被験者の人差し指の根本付近に装着される。このように、脈波検出部６０を指の根本付近に装着すると、ケーブル５８が短くて済むので、装着しても邪魔にならない。また、指の根元付近は指先に比べると気温による血流量の変化が少ないため、検出した脈波波形に対する気温などの影響が比較的少ない。
【００５０】
（脈波検出部）
脈波検出部６０は、例えば図６に示すように、ＬＥＤ６４、フォトトランジスタ６５などを含み、非侵襲的すなわち皮膚を破ることなく末梢における脈波を検出できるように構成されている。この脈波検出部６０は、脈波波形が血流量の変動波形（容積脈波波形）とほぼ同様の波形となることを利用し、毛細血管網に対する光照射と、毛細血管内の血液による反射光量の変動または透過光量の変動の検出とを行うように形成された光センサを用いて脈波（容積脈波）を検出する。
【００５１】
さらに具体的には、脈波検出部６０は、スイッチＳＷがオン状態となり、電源電圧が印加されると、ＬＥＤ６４から光が照射される。この照射光は、被験者の血管や組織によって反射した後に、フォトトランジスタ６５によって受光される。したがって、フォトトランジスタ６５の光電流を電圧に変換したものが、脈波検出部６０の信号ＭＨとして出力される。この場合、ＬＥＤ６４に変えてＬＤを用いても良い。
【００５２】
ここで、ＬＥＤ６４の発光波長は、血液中のヘモグロビンの吸収波長帯域内で選ばれ、本実施形態では、ヘモグロビンの吸収波長ピーク付近に選ばれる。このため、受光レベルは血流量に応じて変化する。したがって、受光レベルを検出することによって、脈波波形が検出されることとなる。例えば、ＬＥＤ６４としては、ＩｎＧａＮ系（インジウム−ガリウム−窒素系）の青色ＬＥＤが好適である。このＬＥＤの発光スペクトルは、４５０ｎｍ付近を発光ピークとし、その発光波長域は、３５０ｎｍから６００ｎｍまでの範囲とすることができるが、近赤外線の波長帯域としても良い。。
【００５３】
このような発光特性を有するＬＥＤに対応するフォトトランジスタ６５として、本実施形態においては、例えばＧａＡｓＰ系（ガリウム−砒素−リン系）のものを用いることができる。このフォトトランジスタ６５の受光波長領域は、主要感度領域が３００ｎｍから６００ｎｍまでの範囲とし、３００ｎｍ以下にも感度領域があるものとすることができる。
【００５４】
このような青色ＬＥＤ６４とフォトトランジスタ６５とを組み合わせると、その重なり領域である３００ｎｍから６００ｎｍまでの波長領域において、脈波を検出することができ、以下のような利点がある。
【００５５】
まず、外光に含まれる光のうち、波長領域が７００ｎｍ以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向があるため、外光がセンサ固定用バンドで覆われていない指の部分に照射されても、指の組織を介してフォトトランジスタ６５まで到達せず、検出に影響を与えない波長領域の光のみがフォトトランジスタ６５に達する。一方、３００ｎｍより長い波長領域の光は、皮膚表面でほとんど吸収されるので、受光波長領域を７００ｎｍ以下としても、実質的な受光波長領域は、３００ｎｍ〜７００ｎｍとなる。したがって、指を大掛かりに覆わなくとも、外光の影響を抑圧することができる。また、血液中のヘモグロビンは、波長が３００ｎｍから７００ｎｍまでの光に対する吸光係数が大きく、波長が８８０ｎｍの光に対する吸光係数に比して数倍〜約１００倍以上大きい。したがって、この例のように、ヘモグロビンの吸光特性に合わせて、吸光特性が大きい波長領域（３００ｎｍから７００ｎｍ）の光を検出光として用いると、その検出値は、血量変化に応じて感度よく変化するので、血量変化に基づく脈波波形のＳＮ比を高めることができる。
【００５６】
このように、脈波検出部６０は、血流量に対応して変化する脈波すなわち容積脈波を、皮膚付近に存在する毛細血管網における赤血球量の変動としてとらえ、皮膚に照射した光の透過量または反射量の変動として検出することができるため、センサを末梢動脈例えば橈骨動脈や側指動脈の位置に合わせることなく検出することができる。したがって、脈波検出部６０は、皮膚付近に存在する毛細血管における赤血球量の変動を、末梢動脈における脈波（容積脈波）として安定して検出することが可能である。なお、脈波検出部６０は、脈圧に基づいて脈波を検出するものであっても良い。また、脈波検出部６０は、指先以外の箇所に装着されてもよく、例えば耳から脈波を検出しても良い。
【００５７】
（弛緩時間測定部の構成例１）
本実施形態では、脈波の一周期（図１のＰ０−Ｐ０時間）と駆出時間ＥＤとの差分から弛緩時間ＤＴを求める。駆出時間ＥＤは、図１にて説明した通り、図１の脈波波形ＭＨ２またはＭＨ３において、脈波の立ち上がり点Ｐ０から、ディクロティクノッチＰ４までの時間間隔とする。
【００５８】
ここで、点Ｐ０及び点Ｐ４は脈波波形ＭＨから直接求めても良いが、脈波波形を二回微分した加速度波形を求めると、脈波波形における変極点Ｐ０，Ｐ４の位置がより顕在化する。そこで、図７に示すように、弛緩時間算出部９０は、体動波形除去部８０からの脈波ＰＴＧを一次微分する一次微分部９２と、一次微分波形ＦＤＰＴＧを二次微分する二次微分部９４とを有する。この場合、弛緩時間算出部９０は、脈波ＰＴＧを一次微分する一次微分部９２のみを有することもできる。
【００５９】
図８（Ａ）は体動波形が除去された脈波の原波形ＰＴＧ、図８（Ｂ）は一次微分波形ＦＤＰＴＧ（速度波形）、図８（Ｃ）は二次微分波形ＳＤＰＴＧ（加速度波形）をそれぞれ示している。図８（Ｂ）に示す一次微分波形ＦＤＰＴＧから駆出時間ＥＤを測定することもできる。図８（Ｃ）に示すように、二次微分波形ＳＤＰＴＧには、図１の変極点Ｐ０〜Ｐ４に相当する、より明確な変極点ａ〜ｅが現われる。この二次微分波形ＳＤＰＴＧにおいて、変極点ａ−ａ間の時間が脈波の一周期であり、変極点ａ−ｅ間の時間間隔が、脈波の立ち上がりからディクロティクノッチまでの駆出時間ＥＤに相当している。よって、弛緩時間算出部９０は、二次微分波形ＳＤＰＴＧ中の一周期と駆出時間ＥＤとの差分から弛緩時間ＤＴを測定することができる。
【００６０】
（弛緩時間測定部の構成例２）
弛緩時間算出部９０は、図９に示すように、体動波形が除去された脈波ＰＴＧに対して、ディクロティクノッチＰ４の波高付近に設定され比較値ＣＯが設定されたコンパレータを含んで構成できる。このコンパレータの出力は図９に示す矩形波ＲＥＰとなる。なお、図９には説明の便宜上脈波ＰＴＧ中に矩形波ＲＥＰを記載したが、矩形波のハイレベルはコンパレータの第１の電源電位Ｖｄｄとなり、ローレベルは第２の電源電位Ｖｓｓとなる。
【００６１】
ここで、矩形波の波幅Ｗは、点Ｐ０からディクロティクノッチＰ４までの駆出時間ＥＤと相関がある。よって、矩形波Ｗのパルス幅Ｗに対応する時間幅を駆出時間ＥＤとみなすことができる。他の方法により求められた脈波または心拍の一周期から、駆出時間ＥＤを差し引くことで弛緩時間ＤＴを求めることができる。
【００６２】
特に、このコンパレータを図１０に示すようなヒステリシス付コンパレータ９６とすると良い。このヒステリシス付コンパレータ９６は、帰還抵抗Ｒ２が＋入力端子に接続されて、正帰還がかかるようになっている。
【００６３】
＋入力端子に入力される電圧は、（Ｖ０−Ｖ＋）×Ｒ１／（Ｒ１＋Ｒ２）＋Ｖ＋となる。ここで、出力電圧Ｖ０は、コンパレータ９６を駆動する第１，第２の電源電位Ｖｄｄ，Ｖｓｓの一方に常に飽和している。
【００６４】
このため、（Ｖ０−Ｖ＋）は常に０より大きい値となり、＋入力端子に入力される電圧は常に、脈波ＰＴＧの電圧レベルＶ＋より常に大きくなる。このように正帰還の効果によって見かけ上の＋入力電圧が増やされることになる。よって、出力電圧Ｖ０がＶｄｄまたはＶｓｓのどちらかに飽和すると、入力が変化しても出力電圧は容易に反転しない特性を有する。出力電圧Ｖ０がＶｄｄに飽和している時には、脈波ＰＴＧの電圧Ｖ＋が基準値ＣＯの電圧Ｖ−を下回っても、直ちに出力が反転しない。よって、図９において、ディクロティクノッチＰ４付近で矩形波ＲＥが一旦立ち下がった後には、容易に立ち上がらないので、矩形波ＲＥＰを確実に生成できる。
【００６５】
（運動負荷強度評価装置の変形例）
図１の脈波波形ＭＨ２またはＭＨ３のディクロティクノッチＰ４は、図２に示す乳酸閾値ＬＴに達した後の運動負荷強度の負荷中であれば、弛緩時間ＤＴがほぼ一定であることから、ほぼ一定の周波数帯域に現われる。よって、予めディクロティックノッチＰ４を反映する周波数帯域に関心周波数を設定しておき、その関心周波数帯域の周波数スペクトラムが周波数軸上で許容値を超えてずれたら、弛緩時間ＤＴが変化したものと判定できる。乳酸閾値ＬＴを超える運動負荷強度であれば、弛緩時間ＤＴが長くなるので、ディクロティクノッチＰ４を反映する周波数スペクトルは低周波側に移動するはずであるので、それを検出すれば弛緩時間ＤＴの変化を検出できる。
【００６６】
このためには、図１１に示すように、脈波検出部６０からの脈波をフーリエ変換する第１のフーリエ変換部１２０と、体動波形検出部７０からの体動波形をフーリエ変換する第２のフーリエ変換部１３０とが設けられる。体動波形除去部８０は、第１，第２のフーリエ変換部１２０，１３０の出力である周波数スペクトルを、同一周波数同士で引き算して、体動波形を除去する。弛緩時間算出部９０は、関心周波数帯域抽出部にて構成される。この関心周波数帯域抽出部９０は、体動波形除去部８０からの各種の周波数スペクトルの中から、被験者の弛緩時間ＤＴを反映する関心周波数帯域の周波数スペクトルを抽出する。以上の構成により、弛緩時間測定部１１が構成される。弛緩時間変化検出部１００は、周波数比較部にて形成され、今回抽出された関心周波数帯域内の周波数スペクトルの周波数を、例えば前回に抽出された基準周波数と比較する。もし、今回抽出の周波数スペクトルが基準周波数と実質的に一致すれば、弛緩時間ＤＴが変化しない乳酸閾値ＬＴを越えた運動負荷強度であることが分かる。逆に、今回抽出の周波数スペクトルが基準周波数よりも周波数軸上で低周波数高周波側に許容値を超えて移動していれば、乳酸閾値ＬＴを越えない運動負荷強度であることが分かる。この場合、図１の脈波波形ＭＨ２またはＭＨ３のディクロティックノッチＰ４を反映する関心周波数帯域に周波数スペクトルを設定すると共に、脈波の一周期を反映する関心周波数帯域の周波数スペクトルを抽出することで、心拍数を求めることができる。
【００６７】
図１２は、さらに他の運動強度評価装置を示している。図１１に示す体動波形除去部８０までの構成は同じである。図１２では、体動波形除去部８０からの出力を逆フーリエ変換してアナログ波形に戻す逆フーリエ変換部１４０を有する。
【００６８】
逆フーリエ変換部１４０以降の構成は、図４と同じであり、かつ図４中の弛緩時間算出部９０として、図７の一次、二次微分部９２，９４を採用している。この弛緩時間算出部９０までの構成要素にて弛緩時間測定部１１が構成される。
【００６９】
図１２に示す構成によれば、脈波に含まれる体動波形は周波数帯域で区別されて脈波中から除去され、弛緩時間ＤＴは脈波を一次微分あるいは二次微分した後の特徴から測定される。
【００７０】
図１３は、運動強度評価装置のさらに他の変形例を示している。
【００７１】
例えば、被験者について、図２に示すような運動負荷強度と弛緩時間、あるいは弛緩時間に対応する心拍数の相関データを予め求めておくことができる。すなわち、被験者に歩行や走行などをさせながら運動負荷強度を変化させる運動負荷試験を実施し、各運動負荷時の弛緩時間、あるいは弛緩時間に対応する心拍数を求めておく。その相関データは、図１３に示すように、例えば入力部２００を介して記憶部２１０に記憶される。図１３では、図４の弛緩時間変化検出部１００に加えてさらに、運動負荷強度検出部２２０が設けられている。この運動負荷強度検出部２２０は、弛緩時間算出部９０からの弛緩時間ＤＴ、あるいは弛緩時間に対応する心拍数と対応する運動負荷強度を、記憶部２１０から読み出して告知部１１０に出力するものである。これにより、被験者は現在行っている運動負荷強度を仕事率（ｗａｔｔ）あるいは心拍数（ｂｅｅｔ／ｍｉｎ）で認識することができる。
【００７２】
ここで、図２に示すように、運動負荷強度が乳酸閾値ＬＴと対応する強度を越えた後は、弛緩時間ＤＴは実質的に一定または微減する。よって、弛緩時間の変化の少ない無酸素運動域では、運動負荷強度の検出が困難であるし、その運動負荷強度を知るニーズも少ない。よって、本実施形態では、弛緩時間変化検出部１００にて弛緩時間が実質的に一定または微減する時、つまり乳酸閾値ＬＴを越えた運動域であるときに、運動負荷強度検出部２２０にて運動負荷強度を検出するように構成しても良い。このためには、図１３に示すように、弛緩時間変化検出部１００からの信号が運動負荷強度検出部２２０に入力されている。本実施形態では、弛緩時間変化検出部１００にて弛緩時間ＤＴが実質的に変化しなくなった時に、心拍数を算出する心拍の一周期の時間間隔を出力する。
【００７３】
（運動機器）
上述した運動強度評価装置を組み込んで運動機器を構成することができる。本実施形態では、駆出弛緩変化検出部１００にて弛緩時間ＤＴが実質的に変化しなくなった時、つまり乳酸閾値ＬＴ付近の運動強度に至ったときに、弛緩時間変化検出部１００から出力されることが可能な心拍数に基づいて、運動強度の上限と下限の範囲を心拍数で設定することができる。図５（Ａ）〜図５（Ｃ）は運動負荷強度評価装置として腕時計型のものを示したが、本発明を運動機器に適用する場合には、被験者の脈波または心電図を検出する検出部のみを被験者に装着し、その他の構成は運動機器本体に装着してもよい。
【００７４】
図１４は走行マシーン３００を示し、被験者の耳から脈波を検出する脈波検出部３１０が装置本体部３２０に接続されている。もちろん、耳以外の部分から脈波を検出してもよく、上述の実施形態のように指先の他、手首などでも良い。
【００７５】
図１４に示す走行マシーン３００では負荷出力部としての走行ベルト３３０の速度が本体３２０での制御に基づき可変である。装置本体部３２０には記憶媒体挿入口３２２に対して記憶媒体３２４が挿脱可能となっている。この記憶媒体３２４に被験者に固有の運動メニューが記録され、その運動メニューは装置本体部３２０に設けた出力部例えば表示部３２６に表示可能となっている。この表示部３２６は、運動負荷強度が乳酸閾値を超えた運動領域に入ったことを告知する告知部として兼用できる。
【００７６】
運動メニューとしては、上述した運動負荷強度評価装置を用いて、各個人について運動負荷強度と心臓の弛緩時間とを予め測定しておき、各個人について安全でかつ効果的な運動メニューを設定できる。安全でかつ効果的な運動メニューは、被験者について運動負荷強度と弛緩時間との相関より予め求められる乳酸閾値ＬＴに基づいた所定の運動負荷強度範囲に設定される。この運動負荷強度範囲は、例えば心臓疾患者あるいは一般健常者などに対しては乳酸閾値ＬＴ付近に設定するとよい。しかし、駆出時間がわずかに減少しているか、さらに減少する範囲で有れば、一時的に乳酸閾値を超える範囲に設定してもよい。これに限らず、例えば競技者の場合には乳酸閾値ＬＴを超える範囲に設定してもよい。こうすると、例えば実際の競技でのラストスパートなどの極限の運動状況を運動機器にて再現でき、効果的な訓練となる。
【００７７】
図１５はペダルマシーン３４０に本発明を適用したものである。この例では、被験者の胸部に装着される心電図検出部３５０が装置本体部３６０に接続されている。ペダルマシーン３４０の負荷出力部はペダル３７０であり、装置本体部３７０での制御に基づきペダル３７０を回転するのに要する負荷が可変である。なお、心電図検出部３５０は、図１に示す心電波形ＳＷを検出する。装置本体部３６０内には、弛緩時間測定部が設けられる。この弛緩時間測定部は、心電波形ＳＷの中から図１に示すＲ−Ｒ時間を心拍の一周期、Ｑ−Ｔ時間を駆出時間ＥＤとして検出し、両者の差分から弛緩時間ＤＴを測定する。また、図１５では省略してあるが、図１４に示す記録媒体挿入部３２２、記録媒体３２４及び表示部３２６が同様にして設けられている。
【００７８】
なお、本発明は上述した各種の実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で種々の変形実施が可能である。
【００７９】
なお、上述した実施形態での弛緩時間に代えて、心拍または脈波の一周期（図１に示す心電波形ＳＷ中のＲ−Ｒ時間または脈波波形ＭＨ２，ＭＨ３中のＰ０−Ｐ０時間）に対する弛緩時間ＤＴの割合（正規化された弛緩時間という）を指標とし、それに基づいて乳酸閾値ＬＴに達したか否かなどを検出しても良い。ここで、心拍の一周期は運動負荷強度が大きくなるに従い、乳酸閾値ＬＴの前後に拘らずほぼ一定の比率で短くなる。これに対して、弛緩時間ＤＴは図２の通り乳酸閾値ＬＴの前後で変化率が異なる。
【００８０】
ここで、図１６は、運動負荷強度と正規化した弛緩時間の関係をプロットしたものである。運動負荷強度を横軸に、弛緩時間ＤＴを縦軸にとり、正規化された弛緩時間を運動負荷強度毎にプロットしたものである。乳酸閾値ＬＴに相当する運動負荷強度は１００Ｗ付近であり、乳酸閾値ＬＴを越えない範囲では、運動負荷強度が大きくなるに従い正規化された弛緩時間は小さくなり、乳酸閾値ＬＴを越える範囲では、正規化された弛緩時間は運動負荷強度に依存せずにほぼ一定となる。
【００８１】
図１７は、図２に示すＲ−Ｒ時間を横軸に、弛緩時間ＤＴを縦軸にとり、運動負荷強度毎にプロットしたものである。ここで、図２の乳酸閾値ＬＴに相当する運動負荷強度は１００Ｗ付近であり、それに対応するＲ−Ｒ時間はほぼ５００ｍＳである。図１７においては、Ｒ−Ｒ時間が５００ｍＳを越える範囲（換言すれば、乳酸閾値ＬＴを越えない範囲）では、運動負荷強度が大きくなるに従い（横軸で左方向に向かうに従い）、弛緩時間は小さくなる。一方、Ｒ−Ｒ時間が５００ｍＳを越えない範囲（換言すれば、乳酸閾値ＬＴを越える範囲）では、正規化された弛緩時間は運動負荷強度に依存せずにほぼ一定である。
【００８２】
このように、弛緩時間は、乳酸閾値ＬＴに達するまでは、運動負荷強度が大きくなってもほとんど変化せずに実質的に一定であるのに対し、乳酸閾値ＬＴに達した以降の減少率は心拍の一周期の減少率とほぼ比例する。このことを利用して、上述の各種実施形態にて弛緩時間から乳酸閾値ＬＴに達したことを告知し、あるいは運動中の負荷強度を告知することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】心臓から流出する直後の脈波波形と末梢部の脈波波形との関係を示す図である。
【図２】運動負荷強度、血液中の乳酸量、弛緩時間及び心拍の一周期の関係を示す特性図である。
【図３】橈骨駆出時間と心音収縮時間との関係を示す特性図である。
【図４】本発明の実施形態に係る運動負荷強度評価装置のブロック図である。
【図５】図５（Ａ）、図５（Ｂ）及び図５（Ｃ）は、本発明の実施形態に係る運動負荷強度評価装置の外観図である。
【図６】図５（Ｂ）に示す脈波検出部の回路構成の一例を示す回路図である。
【図７】一次・二次微分回路を有する弛緩時間測定部のブロック図である。
【図８】図８（Ａ）は体動波形が除去された脈波の原波形ＰＴＧ、図８（Ｂ）は一次微分波形ＦＤＰＴＧ（速度波形）、図８（Ｃ）は二次微分波形ＳＤＰＴＧ（加速度波形）をそれぞれ示す波形図である。
【図９】コンパレータにて脈波を比較値と比較することで生成される、駆出時間と相関のある矩形波を示す特性図である。
【図１０】脈波から図９に示す矩形波を生成するヒステリシス付コンパレータの回路図である。
【図１１】弛緩時間に相当する周波数スペクトルを監視する運動負荷強度評価装置の変形例を示すブロック図である。
【図１２】体動除去は周波数スペクトルに基づいて除去し、弛緩時間は脈波の二次微分波形の特徴から測定する運動負荷強度評価装置の変形例を示すブロック図である。
【図１３】予め測定した弛緩時間と運動負荷強度との相関データに基づき、運動時に測定した弛緩時間からその運動負荷強度を検出できる変形例のブロック図である。
【図１４】本発明の運動機器の一例である走行マシーンの概略説明図である。
【図１５】本発明の運動機器の他の一例であるペダルマシーンの概略説明図である。
【図１６】運動負荷強度と正規化した弛緩時間の関係を示す特性図である。
【図１７】心周期と正規化した弛緩時間の関係を示す特性図である。
【符号の説明】
１０  運動負荷強度評価装置、  １１  弛緩時間測定部、  ６０  脈波検出部、７０  体動波形検出部、  ８０  体動波形除去部、  ９０  弛緩時間算出部、９２  一次微分部、  ９４  二次微分部、  ９６  ヒステリシス付コンパレータ、  １００  弛緩時間変化検出部、  １１０  告知部、  １２０  第１のフーリエ変換部、  １３０  第２のフーリエ変換部、  １４０  逆フーリエ変換部、  ２００  入力部、  ２１０  記憶部、  ２２０  運動負荷強度検出部、  ３００，３４０  運動機器、  ３１０  脈波検出部、  ３２０，３６０  装置本体、  ３２２  記録媒体挿入口、  ３２４  記録媒体、  ３２６  出力部（表示部）、３３０，３７０  負荷出力部、  ３５０  心電図検出部
【図１】
2004275281.tif 000003
【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１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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