基于行為識別的運動訓練強度監測系統設計

趙冬，楊改紅，席本玉，汪瀛，張雪琴

(西安交通大學城市學院， 體育部， 陜西， 西安 710018)

0 引言

運動員在訓練過程中出現的肌肉損傷大多是由于訓練強度過強和訓練時間過長導致的，準確地對運動量和運動訓練強度進行監測是提高訓練效果的關鍵[1]。人體運動形式多樣，運動性質又全然不同，要實現對每個人、每項運動準確地測量是很難實現的。

文獻[2]提出以輻射照度為基礎的運動訓練強度監測系統，通過紅外單色儀對運動目標進行遠程監測，獲得響應函數，完成運動強度的監測。文獻[3]提出基于機器視覺技術的運動訓練強度監測系統，該系統采集運動訓練過程中關節運動軌跡，并采用誤差分析方法對運動強度進行監測。

為了進一步提高運動訓練強度的監測有效性，本文在行為識別的基礎上，提出了運動訓練強度監測系統設計方案。

1 運動訓練強度監測系統設計

通過研究發現，人體在進行不同的運動項目時，由于運動位移方向、運動力度和姿勢的不同，三軸加速度傳感器輸出的電壓信號的幅值密度、頻率范圍和幅值也都呈現出了差異性。例如在跳高、跳遠和沖刺跑等運動項目中，隨著重心的不斷變化，傳感器輸出的電壓信號的幅值[4]也隨之發生變化。根據監測到的不同信號，對每項運動項目進行區分，并確定各自的特征幅值密度、頻率范圍和幅值，此時再監測運動員的心率變化，確定不同的運動項目，運動員的訓練強度值。運動訓練強度監測系統總框架如圖1所示。

圖1 系統總體框架

1.1 系統軟件參數計算

從電量方面考慮，目前對于肌電、腦電和心電的測量電路已經非常成熟，如果本文也按照這些電路的思路來設計，可能會因為體積的大小和電路的復雜程度而不能適應監測系統方便攜帶和低功耗的要求。

從人體運動學方面考慮，運動學只對運動行為做出了具體解釋，但是對于運動產生的原因并未做出解釋。運動包含了線位移、角位移、速度和加速度，這幾個量也是測量人體運動時最直接、最外在的量。運用突出主要影響因素、忽略次要因素的分析方法，將其中一個參數通過計算獲得的相關函數與運動訓練強度綜合考慮分析，即可獲得運動訓練強度指標。

在以往研究便攜式運動訓練強度監測系統的基礎上，通過對計步器、加速度計和滑動計的比較，發現加速度計便于安裝和攜帶，體積小、重量輕，而且可將輸入信號實時同步至計算機系統中。

通過對加速度計[5]的比較，發現三軸加速度傳感器是最合適的一種，它不僅可以保持長時間的運行，具有極高的時間分辨率，而且這種傳感器可以直接安裝在監測系統內部使用，避免與人體發生接觸致使導線連接，非常適合運動員在進行運動項目操練時佩戴使用。

三軸加速度傳感器主要對人體運動的3個方向(X軸、Y軸、Z軸)進行加速度信息采集。在X軸和Z軸方向上測得的數據就是人體運動過程中正常的加速度值，但是在Y軸方向上測得的數據受重力加速度g的影響，在計算過程中可忽略不計。

三軸加速度傳感器在進行人體行為識別時[6]，主要包括數據采集、數據預處理、特征提取和識別分類4個環節，如圖2所示。傳感器首先對人體做出的各種動作進行加速度信號采集，為了得到更好的分類效果，對采集到的信號進行過濾預處理，然后根據不同的運動項目提取不同的特征信息，這些特征信息中主要包含頻域特征、時域特征和時頻特征，完成特征提取后的特征集就是各種運動項目的行為特征，最后通過分類器對特征信息進行識別分類。

圖2 運動訓練行為識別流程圖

在人體運動學中，對于運動所做的功(即訓練強度)是通過將力和位移進行相乘計算得到的，如式(1)：

w=F×S×cos(θ)

(1)

其中，w表示人體運動所做的功，F表示力的大小，S是運動方向上力的位移，θ是力和位移的夾角。

圖3為人體在運動過程中三軸傳感器的加速度方向。

圖3 三軸傳感器加速度方向

從圖3中可以看出，人體運動方向與位移方向保持一致，則θ的值為0，那么式(1)可以簡化為

w=F×S

(2)

由于S是不斷變化的，所以在計算所做的功時需要對力的方向上的位移進行計算。在物理學上，給出了關于S的勻速運動表達式和勻加速運動表達式，本文監測的是人體是在運動狀態下不斷變化的，所以這里選擇勻加速運動表達如式(3)：

(3)

其中，v(t)表示人體運動了t時間后的速度值，v0表示初始速度，a表示人體運動時的實時加速度。所以，在t時間內的位移公式為

(4)

式中，n表示積分變量，v0表示人體初始加速度，通常情況下值為0，本文忽略不計。

人體在運動過程中產生的力的表達式為

F=m×a

(5)

其中，F表示人體運動過程中受到的力，m表示人的體重。

根據式(2)可知，人體在運動過程中，加速度處于實時變化的狀態，那么可以對所做的功做微分處理[7]，這樣人體在運動過程中功的細微變化都可以被監測到。在一個積分區間內，人體運動過程中力所做的功的表達式為

dw=F×ds=m×a×(v0+a×n)dt

(6)

當監測積分周期為1 min時，在一個積分周期時間t內所做的功為

(7)

計算一段時間t內人體運動訓練強度表示為

(8)

1.2 系統硬件設計

監測系統的硬件部分，主要由傳感器模塊、中央處理單元和數據存儲單元3部分構成。傳感器模塊集成了電源模塊、單片機和藍牙4.0芯片。傳感器[8]具備獨立的電源供電，通過單片機獲取運動訓練過程中產生的數據，通過藍牙芯片傳送至計算機系統中。計算機具備USB供電系統、藍牙4.0芯片和USB/UART轉換功能。三軸加速度傳感器與單片機之間通過SPI接口實現通信，單片機與藍牙芯片通過UART接口實現通信。監測系統硬件部分設計圖如圖4所示。

圖4 系統硬件部分設計圖

從圖4中可以看出，CC2540作為實現藍牙無線通信的傳輸設備，執行藍牙傳輸協議。在監測系統中，單片機和主機依托CC2540正常運行，而應用程序放置于PC端。其中，PC端的CC2540 USB Dongle作為系統主設備，傳感器連接的CC2540作為系統從設備，它們共同作用實現整個系統的通信傳輸。

1.2.1 中央處理單元

中央處理單元作為系統中運算、處理的主要模塊，選擇合適的中央處理器就顯得尤為重要。根據本文對監測系統的需求，中央處理器應具備可擴展性強、體積小、功耗低等特點。比較常見的單片機如MCS-51系列，應用比較廣泛，性能比較強，但是功耗過大，不滿足低功耗的要求，因此本文選擇TI公司的MSP430F14x系列單片機作為中央處理器。

MSP430F14x系列單片機是專門為低功耗的產品所設計的，在正常的1 MHz工作頻率下，只需消耗0.1～400 μA電流，供電電壓范圍為1.8～3.6 V。該系列單片機具備4種低功耗模式，可根據實際需求進行選擇。開機使用僅需6 μs，在使用過程中可無限切換其他子程序，不限制層次，使用非常方便。正是因為這種超強的中斷能力，可有效降低系統查詢的需求，實現低功耗的需求。

通過對MSP430F14x系列單片機功能模塊的智能化運行管理和CPU的低功耗狀態組合應用，可以實現在極低功耗的狀態下支持系統穩定運行，解決了系統運行速度和低功耗之間的矛盾。通過智能化運行管理，將單片機中的模塊設置為電流消耗最低狀態，活動狀態設置為最低要求。

MSP430F14x系列單片機內部包含了Flash型存儲器，支持Bootstrap技術和JTAG接口，對于系統的外部傳輸和內部升級都是非常方便的。

MSP430F14x系列單片機還具備8通道、12位的數據信號采集模塊以及硬件乘法器，將系統需要的專用電路控制在最節省的狀態，降低了成本和電路板的空間，非常適合本系統應用。

1.2.2 電源電路單元

電源模塊是整個監測系統中最重要的模塊之一，是保證整個系統正常運行的基礎。為了調試方便和適合MSP430F14x系列單片機對電源的需求，本系統采用USB供電或者專用電源接口為整個系統供電，2種供電模式可隨意選擇。

MSP430F14x系列單片機的供電電壓范圍在1.8～3.6 V之間，USB供電和專用電源接口供電電壓均為5 V，因此，需要通過AMS117-3.3芯片進行電壓轉換后對系統進行供電。

AMS117-3.3芯片是3.3 V固定的輸出低壓差線性穩壓器，最大輸出電流為1 A，適合MSP430F14x系列單片機的電流需求，同時，AMS117-3.3芯片的輸出電壓噪聲極小，不影響監測系統的正常工作。MSP430F14x系列單片機同時需要數字和模擬的雙電源供電，為了降低工作時出現干擾影響監測效果，在設計電路時利用磁珠隔離來保護電路，保證系統的穩定運行。

1.2.3 數據存儲單元

為了保證監測系統可以長時間地保存運動訓練數據，對數據存儲單元的要求也比較高。本文選擇ATMEL公司研發的AT24LC系列E2PROM，符合I2C總線規范的典型串行E2PROM。利用低功耗的CMOS工藝，具備擦除/寫入周期10萬次和數據保留100年的高可靠性。E2PROM還具備占用I/O口線少的特點，當系統突然關閉后，也不會導致數據的丟失，是一種非易失性的數據存儲器，非常適合本系統使用。

E2PROM存儲器的額定工作電壓范圍為2.5～5.5 V，等待電流為5 μA，額定電流為1 mA。該存儲器通過I2C總線級聯，對于存儲容量的擴展簡單易實現。

不僅如此，E2PROM存儲器的訪問時鐘支持到400 kHz，具備多種數據讀寫形式，可以與系統中的電路實現很好的配合，完成數據的高效存儲。

以上關于中央處理器、數據存儲器的選擇和電源電路的設計，符合本系統對低功耗、小體積的需求，實現了便攜式監測系統與微型化、微功耗的有效結合，并取得了很好地效果。

2 性能測試

為了驗證本文設計的運動訓練強度監測系統的有效性，進行系統性能測試。邀請了6名志愿者參加測試，年齡在25～30歲之間，男女各3人，身高在160～180 cm之間，體重在45～80 kg之間，身體沒有任何疾病。每名志愿者均佩戴監測系統，在室內進行走路和跑步2種運動項目，并對其運動強度進行測量。實驗中采用對心率的測量來反映運動強度，測量心率的方式有2種，一種是佩戴本文監測系統，另一種是使用專業測量心率的機器，并對2種方式的測量結果進行比較。

2.1 實驗環境

為了消除實驗中的不確定影響因素，運動項目選在室內跑步機上完成。為了提高實驗數據的準確性，6名志愿者按照運動要求每個項目運動進行3次，取平均值進行計算。

2.2 實驗結果

為了保證測量結果的準確性，所有運動項目均在室內跑步機上完成，同時選擇3～4 km/h、6～8 km/h的速度進行測試，測試結果如表1、表2所示。

表1 3～4 km/h的測量結果

表2 6～8 km/h的測量結果

從表1、表2中可以看出，無論志愿者是在走路狀態下還是跑步狀態下，本文設計的監測系統測量的結果與專業機器測量的結果極為相近，說明本文監測系統可實現對人體運動訓練強度較為準確的監測。

3 總結

為了提高訓練效果，本文設計了基于行為識別的運動訓練強度監測系統，找到最合適的訓練強度和訓練時間，提高訓練效率。本文設計的監測系統，體積小、重量輕，可佩戴在身體任意部位上，不會影響運動項目的操練。該監測系統還具備連續工作時間長的特點，且可以避免與人體直接接觸而出現導線連接的情況。對于不同的人群和運動項目，都有其針對性，可實現準確測量。通過三軸加速度傳感器與PC端計算機進行數據交換，方便對采集到的數據實時分析，及時對人體運動訓練強度進行監控，避免出現訓練損傷的情況。