Cadence lock: perché l'orologio mostra la tua cadenza al posto del battito

Scena familiare: esci per le ripetute, acceleri — e l'orologio segna 178 battiti al minuto. Guardi il secondo campo dello schermo: cadenza 178. Un altro tratto — battito 180, cadenza 180. Coincidenza perfetta e sospetta, perché una coincidenza così non esiste. Questo è il cadence lock, la modalità di errore più frequente della cardiofrequenzimetria ottica. E la sua radice non sta in un firmware scadente, ma nella fisica.

Il segnale utile vive a un soffio dal rumore

Il cardiofrequenzimetro ottico (fotopletismografia, PPG) illumina la pelle con un LED e cattura con un fotodiodo la luce retrodiffusa. Il segnale è composto da due parti.

La componente DC è lo sfondo grande e lento: l'assorbimento della luce da parte di pelle, ossa, muscoli, sangue venoso e della quota non pulsatile di quello arterioso. La componente AC è la minuscola pulsazione a ritmo di cuore: in sistole il volume di sangue arterioso cresce e l'assorbimento aumenta, in diastole cala.

Ed ecco la cifra chiave da cui discende tutto il resto: la componente AC rappresenta appena l'1–2% dell'assorbimento totale della luce. Il rapporto tra AC e DC si chiama indice di perfusione ed è, di fatto, la misura della forza del segnale utile. Al polso è basso: i vasi sono pochi e profondi, perciò il polso è di per sé un punto «rumoroso».

Il senso pratico è semplice. Il segnale utile sta appollaiato sulla cima di un enorme fondo e ne occupa un paio di punti percentuali. Qualsiasi disturbo di ampiezza paragonabile lo copre. È proprio in questo che la PPG differisce in linea di principio dalla fascia toracica: l'ECG misura direttamente il potenziale elettrico del cuore, invece di cercare di distinguere un'increspatura del due per cento nella luce riflessa.

L'impatto colpisce il segnale da tre lati insieme

L'appoggio del piede e l'onda d'urto che risale l'arto non creano un solo disturbo, ma diversi in contemporanea.

Spostamento del sensore rispetto alla pelle. A ogni impatto un sensore mal aderente scivola di una frazione microscopica. Cambiano la geometria «LED — tessuto — fotodiodo», l'angolo di incidenza e la lunghezza del percorso ottico; nella fessura si infila luce esterna. È il più potente dei meccanismi ed è l'unico che controlli del tutto stringendo il cinturino.

Oscillazione della pressione di contatto. L'impatto modula la forza di appoggio, e da questa dipende il volume del letto vascolare sotto il sensore. Qui c'è una sottigliezza: l'ampiezza dell'onda di polso è massima quando la pressione transmurale è vicina a zero, cioè quando la pressione esterna è circa uguale alla pressione arteriosa media e la parete del vaso è «scarica». Le oscillazioni di pressione prodotte da ogni passo spostano il punto di lavoro lungo la curva non lineare di compliance, e la forma dell'onda di polso comincia a ballare a ritmo dei passi.

Sangue venoso. A riposo il sangue venoso fa parte dello sfondo immobile. Con lo scuotimento il cedevole letto venoso comincia a oscillare di volume: compare una pulsazione parassita, sincrona non con il cuore, ma con il movimento.

In più l'onda d'urto stessa modula il flusso ematico nel letto microcircolatorio sotto il sensore. Si distorce quindi non solo l'ottica, ma anche l'oggetto misurato. E tutti questi disturbi hanno la stessa identica frequenza: quella del passo.

Perché non si cura con un algoritmo

La maggior parte degli algoritmi cerca il battito nel dominio della frequenza: prende una finestra di segnale, ne calcola lo spettro e sceglie il picco dominante.

Adesso fate i conti. Una cadenza di 160–190 passi al minuto corrisponde a 2,7–3,2 Hz. Una frequenza cardiaca di 160–190 bpm corrisponde agli stessi 2,7–3,2 Hz. Ed entrambi i segnali hanno anche una ricca struttura armonica. Quando i picchi convergono, l'algoritmo vede due massimi vicini, e quello del movimento è quasi sempre più alto: il segnale utile vale l'1–2%, mentre il disturbo meccanico dell'impatto è potente. L'algoritmo prende onestamente il picco maggiore e si incolla alla cadenza.

Questo è un limite di principio, non una svista: quando due grandezze hanno fisicamente la stessa frequenza, nessun metodo in frequenza su un solo canale riesce a separarle. Sottrarre lo spettro della cadenza sottrae insieme anche il battito.

Di rimedi ne sono stati inventati parecchi: l'accelerometro come segnale di riferimento, il filtraggio adattivo, la sottrazione spettrale, gli algoritmi TROIKA e JOSS (errore medio dichiarato rispettivamente 2,34 e 1,28 bpm), i sensori multicanale e multi-lunghezza d'onda. La luce verde intorno ai 525 nm si usa proprio perché penetra poco e dà un rapporto AC/DC migliore rispetto al rosso e all'infrarosso. Tutto questo funziona — finché battito e cadenza restano distinguibili. Nel punto in cui coincidono, la zona cieca resta per tutti.

Il guaio è che quel punto cade esattamente dove i dati servirebbero di più: alle velocità di soglia e di ripetuta. Accelerando cresce la potenza del segnale d'impatto e insieme il battito si avvicina alla cadenza.

Perché la tibia è il posto peggiore per un sensore

Il carico d'impatto cala bruscamente dal basso verso l'alto. In una misurazione simultanea con sensori inerziali su junior d'élite di fondo, a 14–16 km/h, è risultato:

tibia: 14 ± 3 … 16 ± 3 g;
sacro: 4 ± 1 … 5 ± 1 g (circa il 32% del carico sulla tibia);
scapola: 4 ± 1 g (circa il 27%).

In pratica la tibia riceve un impatto circa 3,5–4 volte più forte del cingolo scapolare, e quasi tre quarti dell'onda d'urto si smorzano lungo la strada verso l'alto.

Le ragioni sono diverse. Sopra la tibia non c'è quasi nessun ammortizzatore muscolare: l'onda arriva al sensore senza attenuazione, mentre sul braccio lo strato di tessuti molli è più spesso. Le frequenze proprie dei tessuti molli delle gambe si collocano all'incirca tra 10 e 50 Hz, e l'impatto le eccita direttamente. Inoltre con l'affaticamento la capacità di smorzamento dei muscoli cala, e verso la fine di una gara lunga le accelerazioni sulla tibia aumentano.

Lo confermano i confronti diretti. In una validazione indipendente di tre sensori identici indossati contemporaneamente su polso, avambraccio e braccio, il braccio ha superato stabilmente le altre posizioni. Il Polar Verity Sense da braccio mostrava un MAPE di circa 0,69% nella corsa lenta, mentre per i dispositivi da polso nella corsa sono tipici errori di tutt'altro ordine: in una validazione su pazienti cardiopatici la corsa ha dato un MAE di 12,1 bpm e un MAPE dell'8,5%, contro il 3,8% nel cammino e i consueti 1–3 bpm a riposo.

Che cosa farne

Ti serve un battito onesto? Prendi la fascia toracica. L'ECG misura direttamente l'elettricità del cuore e al cadence lock non è soggetto per principio. Se ti serve una precisione migliore di ±5 bpm in dinamica, alternative non ce ne sono.
Non sopporti la fascia? Sposta l'ottica sul braccio o sull'avambraccio. Lì l'impatto è molte volte minore, il flusso ematico è più stabile e l'errore si avvicina a quello della fascia.
Non mettere mai un sensore ottico sulla tibia. È la posizione peggiore possibile.
Se porti l'orologio, stringi il cinturino. Un contatto saldo elimina il meccanismo principale dell'artefatto. Sposta l'orologio un po' più su rispetto all'osso del polso e, quando fa freddo, scalda il polso: la vasocostrizione riduce la perfusione e rende il blocco più probabile.
Metti la cadenza accanto al battito. Se i due numeri si incollano, ai dati non si può credere.
Verifica a posteriori. Sovrapponi il grafico del battito a quello della cadenza. La coincidenza delle linee su ripetute, accelerazioni e discese è segno di artefatto, non di cardiodinamica. Non lasciare che allenamenti simili rovinino il calcolo del carico e del recupero.
Conosci la tua zona di rischio. Se hai una cadenza alta (intorno a 180) e una frequenza cardiaca di lavoro alta (intorno a 180), sei nel gruppo a rischio maggiore. Se le due sono distanti in frequenza, l'ottica sbaglierà molto più di rado.

Limiti

I valori assoluti del carico d'impatto dipendono da velocità, tecnica di appoggio, scarpe, superficie e stanchezza: qui è stabile il rapporto «tibia molto più del braccio», non le cifre esatte. Dati pubblicati affidabili sulle accelerazioni d'impatto di picco al polso non ce ne sono quasi, quindi il confronto tra polso e tibia va considerato qualitativo. Gli algoritmi specifici dei produttori sono chiusi: i metodi descritti sono la base scientifica pubblicata, non il contenuto confermato del firmware di qualcuno. E i valori di errore riportati provengono da studi specifici su popolazioni specifiche: mostrano l'ordine di grandezza e la differenza tra le attività, non una costante universale.

In sintesi

Il segnale utile della PPG è appena l'1–2% dell'assorbimento totale della luce; tutto il resto è fondo.
L'impatto genera tre disturbi in una volta sola — spostamento del sensore, oscillazione della pressione di contatto e pulsazione del sangue venoso — tutti alla frequenza del passo.
Il cadence lock è un problema di fisica: cadenza 160–190 e battito 160–190 danno gli stessi 2,7–3,2 Hz, e separarli con un metodo in frequenza è impossibile.
La tibia riceve un impatto 3,5–4 volte maggiore del braccio (14–16 g contro 4 g): è il posto peggiore per l'ottica.
Gerarchia delle soluzioni: fascia toracica → braccio o avambraccio → orologio ben stretto.
Diagnosi: se il battito coincide con la cadenza, i dati non sono attendibili.

Fonti: Ueberschär O. et al. «Measuring biomechanical loads and asymmetries in junior elite long-distance runners through triaxial inertial sensors», Sports Orthopaedics and Traumatology, 2019, riprodotto nella rassegna di Sheerin K. et al. «The measurement of tibial acceleration in runners», Gait & Posture. https://www.sciencedirect.com/science/article/abs/pii/S0949328X19301449. Zhang Z., Pi Z., Liu B. «TROIKA: A General Framework for Heart Rate Monitoring Using Wrist-Type Photoplethysmographic Signals During Intensive Physical Exercise», IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(2):522–531, 2015. Zhang Z. «Photoplethysmography-Based Heart Rate Monitoring in Physical Activities via Joint Sparse Spectrum Reconstruction», IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(8):1902–1910, 2015. Cheng D. et al., validazione della fotopletismografia da polso, European Heart Journal — Digital Health, 6(5):1024, 2025.