Die medizinische Leistungsdiagnostik
ist eine wichtige technische Methode, um den aktuellen physiologischen
Leistungsstand eines Menschen festzustellen, zu kontrollieren und
falls nötig
zu optimieren.
Im Bereich der medizinischen Prophylaxe,
in der sportlichen Praxis (sowohl im Breitensport als auch im Leistungssport),
in der Heilgymnastik und im Bereich der medizinischen Rehabilitation
werden verschiedene körperliche Übungen zur
Erreichung einer konstitutionsangepassten Leistungsfähigkeit unter
messtechnisch kontrollierbaren Bedingungen täglich durchgeführt. Die
Verbesserung des physiologischen Leistungsvermögens kann zur gezielten Gewichtsreduktion
mit Langzeiterfolg, zur Verbesserung und Erhaltung des Ausdauervermögens auch
im höheren
Alter, zur Verbesserung des Fettstoffwechsels besonders bei Hypercholesterinämie, zur
Verbesserung des Blutdruckverhaltens und zur Verbesserung der Koronardurchblutung
eingesetzt werden.
Es gibt zwei unterschiedliche Testformen
der Leistungsdiagnostik: den stationären Labortest und den mobilen
Feldtest.
Im einfachsten Fall werden beim Feldtest
die Geschwindigkeit und die Herzfrequenz gemessen. Ohne allzu großen technischen
Aufwand kann zusätzlich
die Milchsäurekonzentration
(Lactatwert) gemessen werden. Die Testergebnisse eines Feldtests werden
jedoch immer von den physikalischen Umgebungsbedingungen wie Wind,
Temperatur und Bodenbeschaffenheit beeinflusst. Bei den Labortests spielen
die physikalischen Umgebungsbedingungen keine große Rolle.
Im Vordergrund steht hier die Bestimmung der Leistungsfähigkeit
des aeroben Stoffwechsels. Dieser wird durch die Messung der maximalen
Sauerstoffaufnahme erfasst, ein wichtigstes Kriterium zur Beurteilung
der Ausdauerleistungsfähigkeit.
In Verbindung mit weiteren verschiedenen Atemgrößen lässt sich die physiologische
Leistungsfähigkeit
umfassend beurteilen.
In der Leistungsdiagnostik wird speziell
die Ausdauerleistungsfähigkeit
getestet. Sie ist für
alle Menschen geeignet, die genau wissen möchten, mit welchen Pulsfrequenzen
sie trainieren müssen.
Hierfür
wird die maximale Ausdauerleistungsfähigkeit mit direkter Aufzeichnung
der Daten über
einen PC von Puls, Arbeit (Watt) und Geschwindigkeit erfasst, sowie
eine Blut – Lactatbestimmung
während
des Ausdauertests durch Blutentnahme an Ohrläppchen.
Der Unterschied in den verschiedenen
Leistungsdiagnoseverfahren (HfMax – Test, Conconi – Test,
Feldstufentest, Labor – Ergometertest,
Spiro – Ergometrie)
besteht in erster Linie darin, welche der Größen, in denen der Leistungsstand
gemessen wird (Herzfrequenz, Lactat, Sauerstoffaufnahme im Verhältnis zu
Geschwindigkeit oder Leistung) mit welchem Messprinzip gemessen
und zueinander in Beziehung gesetzt wird.
Die technischen Einrichtungen und
Geräte zur
Messung der Leistungsfähigkeit
an Probanten werden im allg. Ergometer genannt. Man kann nun zwischen
stationären
und nichtstationären
also mobilen Ergometern unterscheiden. Stationäre Ergometer sind beispielsweise
Laufbandergometer. Die mobilen Ergometer lassen sich in die Gruppe
der mobilen mechanischen Ergometer und in die Gruppe der mobilen elektrophysikalischen
Ergometer einteilen. Mobile mechanische Ergometer sind z.B. frei
bewegliche Fahrradergometer und mobilen elektrophysikalischen Ergometer
sind nichtmechanische elektronische Ergometer befestigt z.B. am
Körper
des Probanden. Das Wort Ergometer ist von dem griechischen Wort „ergon" (εργoν) abgeleitet
was soviel wie Tat oder Werk bedeutet. Damit wäre ein Ergometer ein Gerät zur Messung
der Muskelarbeit, gemessen in Watt. Bedingt durch die enormen technischen
Entwicklungen auf dem Gebiet der Messtechnik kann aber heute neben
dem Puls und der Geschwindigkeit nicht nur die Arbeit, sondern auch
die Leistung gemessen in Joule (J) oder Wattsekunden (Ws) direkt aufgezeichnet
werden.
In den Patentschriften werden „Elektronische Ergometer" beschrieben, mit
einer Reihenschaltung aus mindestens einem Wandler, der mechanische Schwingungen
in elektrische Signale umformt, Zähl – und Anzeigeeinheiten für elektrische
Signale, Reihenschaltungen aus mehrstelligen Zählern und einer Anzeigeeinheit,
mit jeweils einem Nullsteller, dessen Ausgang an einem Eingang des
mehrstelligen Zählers
der Zähleinheit
und Anzeigeeinheit angeschlossen ist, mit Impulsformer und Hochfrequenzmultivibrator,
untergebracht in einem gemeinsamen Gehäuse. Die Aufgabe der Erfindungen
nach dem Stand der Technik ist es Informationen über die beim Gehen oder Laufen
verrichteten Arbeit (viel besser wäre aber die Leistung; in den
Patentschriften werden die Begriffe Arbeit und Leistung nicht sachlich
sauber getrennt) des Probanden unmittelbar in Arbeitseinheiten (z.B.
Joule) unter Berücksichtigung
von persönlichen
und antropometrischen Daten (Körpergröße, Alter,
Gewicht, Geschlecht, Oberschenkellänge, Unterschenkellänge, Schrittlänge, Trittfrequenz,
usw.) des Probanden, der Bewegungsgeschwindigkeit (Bewegungstempo,
mittlere Schrittlänge)
und des Bewegungswinkels in bezug auf den Horizont (Treppensteigen,
schiefe Ebene) im zu gewinnen. Die Arbeit des Probanden pro Schritt
hängt vom
Körpergewicht, der
Körpergröße, dem
mittleren Bewegungstempo und der mittleren Schrittlänge des
jeweiligen Probanden ab. Das Rechenergebnis für den jeweiligen Probanden,
mit den sehr unterschiedlichen Daten pro Schritt liegt bei 80 bis
300 Joule. Die zu wählende Messeinheit
(z.B. 100 bis 1000 Joule) bestimmt die Höhe einer möglichen Messunsicherheit. Der
Betrag der Arbeit pro Schritt ist aus Tabellen, Nomogrammen und
mit einer Formel zu ermitteln. Die synthetische Formel für die Berechnung
der Arbeit pro Schritt wird nach einem der bekannten Verfahren für die Bestimmung
der Arbeit der kinematischen Glieder (Beine und Arme) durch Summation
erhalten. Besser wäre
allerdings eine direkte Messung der Arbeit pro Schritt für alle Körperteileile
und die kinematischen Glieder, wie im neuen Erfindungsgegenstand
vorgesehen. Der so berechnete oder gemessene Arbeitswert wird in
das elektronische Ergometer eingegeben und als Vergleichsmaß für den zu
messenden Wert verwendet, um entsprechende Warnsignale abzuleiten.
Insgesamt wird, bei diesen elektronischen Ergometern,
nach dem Stand der Technik, ein aus vielen Baugruppen bestehender
und damit auch immer fehleranfälliger
elektronischer Aufbau beschrieben, der aus Zählern, Frequenzteilern, Impulsformern,
NF-Multivibratoren, HF-Multivibratoren, diversen Logikschaltungen,
verschiedenen Einstellern und einer Schaltuhr besteht. Mit künstlichen
und teilweise sehr aufwendigen Vergleichsverfahren mit willkürlichen
Messeinheiten, wird unter Berücksichtigung
von sehr vielen ganz verschiedenen Parametern ein Arbeitswert erzeugt,
der dann als Grundlage für
die verschiedenen Anzeigewerte verwendet wird.
Nachteilig ist bei dieser Methode,
dass das Alter und das Geschlecht sowie der Gesundheitszustand des
Probanden und, besonders wichtig für mobile Geräte dieser
Bauart und Auswertetechnik, die technische Bodenbeschaffenheit (z.B.
natürlicher Waldweg,
verdichteter Weg, Schotterweg, Grasweg, Asphaltweg, usw.) sowie
der physikalische Bodenzustand (trocken, aufgeweicht, usw.) für die Laufwege keine
direkte Berücksichtigung
zur Generierung der Vergleichssignale und damit auch der Warnsignale findet.
Nachteilig ist auch, dass der Proband vor dem Start des Messbetriebs
keine einfache Testmöglichkeit
hat um die Funktionssicherheit des Gerätes zu prüfen, um die Richtigkeit der
Messergebnisse sicherzustellen. Wünschenswert wäre in diesem
Zusammenhang auch eine einfache Kalibriermöglichkeit durch den Probanden
sowie eine optische und akustische Anzeige über den elektrischen Ladezustand
der Batterie für
die elektrische Spannungsversorgung der elektronischen Teilsysteme.
Außerdem ist
es für
einen mobilen und flexiblen Einsatz des Gerätes auch immer zweckmäßig, dass
von dem Probanden nur allgemeine bekannte persönliche Parameter (z.B. Alter,
Geschlecht, Körpergröße, Körpergewicht,
aktuelle Konstitution, usw.) und leicht erfassbare technische Parameter
(z.B. physikalische Beschaffenheit der Laufwege, Testzeit, Lufttemperatur,
usw.) über
eine einfach zu bedienendes übersichtliches
Tastenfeld eingegeben werden müssen.
Mit Hilfe einer, im Stand der Technik
noch nicht beschriebenen, Druck – Sensorik im Laufschuh kann
der mechanische Krafteinsatz exakter bestimmt werden, selbst wenn
der Läufer
zusätzliche
Gewichte zur Leistungssteigerung einsetzen sollte. Auch kann damit
die Muskelentwicklung (Leistungssteigerung beim 100m-Läufer) im
Bein besser bestimmt werden. Es kann außerdem zusätzlich in Relation von der Oberschenkellänge in Bezug
auf die Schrittlänge durch
eine neue Neigungswinkelsensorik, zur Sensierung der Winkelstellungen
der verschiedenen Körperteile
relativ zueinander und bezogen auf den Bewegungsuntergrund, die
max. Belastungsmöglichkeiten
des Fußes
ermittelt werden. Die Bestimmung der punktuellen mechanischen Belastung
des Fußes
ist vor allem bei den Dreisprungathleten und bei den Hochsprungathleten
von entscheidender Bedeutung. Weiter kann zusätzlich die „Laufkultur" des Läufers erfasst
werden, um daraus wichtige Erkenntnisse zu gewinnen, wie z.B. um
welchen Lauftyp (z.B. Vorderfüßläufer) es
sich handelt oder wie sich seine Lauftechnik während eines langen Laufes verändert. Der Läufer könnte z.B.
durch „Fehltritte" seinen Stütz – und Bewegungsapparat
negativ belasten und so frühzeitig
eine Arthrose entwickeln. Ebenfalls könnte man aus „Fehltritten" schließen, dass
der Konditionszustand überreizt
wurde und somit während
der Belastung prognostiziert werden, dass ab einem bestimmten Moment
Konzentrationsschwierigkeiten eintreten. Man könnte dann auch diese Fehlfunktion beim
Laufen als akustisches Alarmsignal dem Läufer, zur medizinischen Prävention,
mitteilen. Mit Hilfe einer Neigungswinkelsensorik kann auch die
Winkellage der Schwerpunktslinie des Körpers zu der Bewegungsebene,
sowie die relativen Winkellagen der an einem Bewegungsvorgang beteiligten
Gliedmaßen und
Körperteile,
zur Bestimmung der medizinischen Kennwerte, erfasst und genutzt
werden. Die kinematische Gesamtbewegungsaktivität aller Körperteile kann ebenfalls über die
Neigungswinkelveränderungen
bestimmt und für
die Leistungsdiagnostik genutzt werden. Darüber hinaus kann die Neigungswinkelsensorik
genutzt werden zur Untersuchung von postoperativ oder durch einen
Postunfall erzeugten Folgen am Stütz – und Bewegungsapparat sowie
die Überwachung
von Rehabilitationsmaßnahmen
zur Wiederherstellung der Beweglichkeit, oder in der Pädiatrie
zur Prävention,
Untersuchung und Korrektur von angeborenen oder erworbenen Fehlstellungen am
Stütz – und Bewegungsapparat,
oder auch zur Ableitung von psychisch – seelischen Einflüssen auf das
körperliche
Ausdrucksverhalten des Bewegungsapparates. Weitere Anwendungsmöglichkeiten für die Neigungswinkelsensorik:
in der Arbeitsmedizin zur Untersuchung von Belastungsprofielen,
bei Arbeitsprozessen und ihren Optimierungsmöglichkeiten, sowie Prävention
und aktiven Heilung von Haltungsschäden und Arthrosen.
Aus dem oben beschriebenen Stand
der Technik und seinen bestehenden Lücken ergibt sich die Notwendigkeit
eine gute und zuverlässige
physikalische Messmethode zur sichern Erfassung der biomechanischen
Muskelleistung, über
kinematische und kinetische Daten mit Hilfe von Sensoren zur Kraftmessung
oder Druckmessung, Beschleunigungsmessung, Geschwindigkeitsmessung
und Neigungswinkel zu entwickeln. Diese Forderungen werden gattungsgemäß mit nachfolgend
beschriebenen Erfindungsgegenstand gelöst. Es handelt es sich hierbei
um eine sehr kostengünstige,
sehr leichte, kalibrierbare, mobile elektrophysikalische Vorrichtung zur
elektronischen Messung von biokinematischen und biokinetischen Größen für die medizinische,
arbeitsmedizinische und sportmedizinische Diagnostik mit einem Mikrotastenfeld
für die
Voreinstellungen von technischen, medizinischen und persönlichen Parametern,
sowie mit optoelektronischen und elektroakustischen Anzeigeeinheiten
zur und Sicherstellung der richtigen Messung und zur Vorwarnung
bei der Erreichung kritischer technischer und physiologischer Kennwerte.
Drahtlose und drahtgebundene Schnittstellen für verschiedene Standartgeräte ermöglichen
eine weitere biomedizinische und diagnostische Auswertung von intern
oder extern speicherbaren Daten.
3. Technischer Aufbau
und physikalische Wirkungsweise des Erfindungsgegenstandes
Der Erfindungsgegenstand, ist eine
kalibrierbare „mobile
elektrophysikalische Vorrichtung zur elektronischen Messung von
biokinematischen und biokinetischen Größen für die medizinische, arbeitsmedizinische
und sportmedizinische Diagnostik".
Sie dient, unter Berücksichtigung
des oben beschriebenen Sachverhaltes, zur sensortechnischen Erfassung
und mikrocontrollerunterstützten
Auswertung und Überwachung
der körperlichen
Belastungen im Arbeitsprozess oder eines sich im Freien gehend, laufend
oder rennend bewegenden Probanten, unter Berücksichtigung der jeweiligen
physikalischen Randbedingungen und der personenspezifischen antropometrischen
(Alter, Gewicht, Geschlecht, Körpergröße, Oberschenkellänge, Unterschenkellänge, Schrittlänge, Trittfrequenz,
usw.) und allgemeinen medizinischen Daten (aktuelle Konstitution,
frühere Erkrankungen,
usw.) zur Optimierung der Bewegung und Koordination im Bewegungsablauf,
als Ergänzung
oder Ersatz für
Teleanalysen mit Videokameras, zur Untersuchung von postoperativ
und postunfallbedingten Folgen am Stütz – und Bewegungsapparat, zur Überwachung
von Rehabilitationsmaßnahmen für die Wiederherstellung
der Beweglichkeit, zur Untersuchung und Korrektur von angeborenen
oder erworbenen Fehlstellungen am Stütz – und Bewegungsapparat sowie
Untersuchungsmöglichkeiten zur
Prävention
und zur Ableitung von psychisch – seelischen Einflüssen auf
das körperliche
Ausdrucksverhalten des Bewegungsapparates, zur Therapiekontrolle
(auch unter Wasser) und Heilgymnastik, zur Untersuchung von Belastungsprofielen
bei handwerklichen und industriellen Arbeitsprozessen sowie ihren
Optimierungsmöglichkeiten,
zur Prävention
und Überwachung
der Heilung von Haltungsschäden
und Arthrosen.
Der Erfindungsgegenstand besteht
in seiner physikalischen und virtuellen Wirkungsweise aus vier Einheiten.
Aus der physikalischen Signalerfassung (analoge Sensorik), der analoge
und digitale Signalaufbereitung (analoge und digitale Elektronik),
der externen elektromechanischen Eingabe von verschiedenen Konstanten,
Parameter und Informationen über
ein Mikrotastenfeld, der digitalen softwaregestützten Messsignalverarbeitung
(spezielle Auswertealgorithmen) und der softwaregestützten Signalausgabe über ein
alphanumerisches Display, optoelektronische und elektroakustische
Aktoren und diverse physikalische Schnittstellen.
In 1 ist
das Blockschaltbild der analogen und digitalen Signalaufbereitungselektronik
und der digitalen Signalverarbeitungselektronik mit Kalibrierung,
Parametereingabe, Informationseingabe und Signalausgabe dargestellt.
Die sensorischen Informationseingaben erfolgen mit einem 3D- Sensor 1.1 zur
Messung der 3 Beschleunigungskomponenten des Körperschwerpunktes,
mit Kraft- oder
Drucksensoren 1.13 zur Messung von physikalischen und physiologischen
Laufparameter, mit einem Sensor 1.17 zur Messung der Laufgeschwindigkeit
und mit Neigungswinkelsensoren 1.21 zur Messung der geometrischen
Winkel – und
Lagepositionen des Körperschwerpunktes
und der kinematischen Körperglieder relativ
zueinander und zur Normalebene. Die technische Beschreibung der
Sensorphysik, Sensortechnologie und Sensorelektronik der einzelnen
Sensortypen sowie ihre mechanische Ankopplung an die Messorte wie
den Körperschwerpunkt
und die kinematischen Gliedmaßen
sowie ihre konstruktiver und mechanischer Einbau an den zugeordneten
Messorten erfolgt weiter unten.
Ein 3D-Sensor 1.1 (Spezifizierung
erfolgt später)
erfasst das weiter zu verarbeitende mechanische Beschleunigungssignal
in den drei kartesischen Raumkoordinaten. Die Komponenten werden
in einem 3D-Sensor synchron mit einander verknüpft und in ein elektrisches
Signal umgeformt, oder es wird jede einzelne mechanische Beschleunigungskomponente
in je ein elektrisches Messsignal gewandelt und synchron in ein
resultierendes elektrisches Signal umgeformt. Das vom 3D-Sensor
generierte elektrische Signal wird über einen programmierbaren, breitbandigen,
sehr driftarmen und hochlinearen Vorverstärker 1.2 verstärkt und
ein Test-/Messinterface/Multiplexer 1.3 über ein
mehrpoliges Filter 1.4, zur Unterdrückung von hochfrequenten Störungen und
Vermeidung von Antialiasingfehlern, über einen hoch linearen driftarmen
programmierbaren Hauptverstärker 1.5, über eine
Baustufe mit Sample & Hold – Stufe
(S&H) und Analog-Digital-Wandler
(ADC) 1.6, zur Generierung eines digitalen Signals (Bitfolge),
einen Mikrocontroller 1.7 zugeführt. Das bitcodierte frühere analoge
mechanische Eingangsignal kann dann im externen RAM 1.8 gespeichert
werden und gemäß seiner
physikalischen Natur digital so bearbeitet werden, dass neue digitale
Signale und Kenngrößen entstehen,
welche dann den mechanischen Messsignalen zu geordnet werden können, die
dann entweder direkt weiterverarbeitet oder im externen RAM 1.8 wieder
gespeichert werden so, dass eine mathematische Verknüpfung zwischen
den einzelnen Daten ermöglicht
wird so, dass daraus die gewünschten
Digitalsignale entstehen, die dann in einem externen RAM 1.8 gespeichert
werden und mit den im ROM eines Mikrocontrollers 1.7 programmierten
und mit den über
das Mikrotastenfeld 1.10 in das RAM 1.8 eingegebenen
Kennwerten und Daten, verknüpft
werden um die gewünschten
medizinischen und leistungsdiagnostischen Aussagen sowie die elektronischen Steuersignale
für die
alphanumerischen Darstellungen auf einem Datendisplay zu erhalten,
und um optoelektronische und elektroakustische Betriebs – und Warnsignale 1.11 zu
generieren.
Die Kraft – oder Druckmesssignale werden über die
Kraft – oder
Drucksensoren 1.13 in analoge Spannungssignale umgewandelt
und über
einen programmierbaren Vorverstärker 1.14 mit
den Möglichkeiten
zu einer Verstärkungseinstellung
und eines Nullpunktabgleichs, einem Interface 1.13 zugeführt und über den
internen mikrocontrollergesteuerten Multiplexer 1 über eine
analoge Messkette, bestehend aus einem mehrpoligen Filter 1.15,
einem programmierbaren Hauptverstärker 1.16 mit Möglichkeiten
zu einer Verstärkungseinstellung
und eines Nullpunktabgleichs und einem S&H/ADC 1.17, einem Mikrocontroller 1.7,
zur weiteren digitalen Auswertung, wie oben schon beschrieben, zugeführt.
Die mechanischen Geschwindigkeiten
werden mit Hilfe von einem Geschwindigkeitssensor 1.17 in
spannungsanaloge Signale umgewandelt und über einen programmierbaren
Vorverstärker 1.18 über ein
Interface 1.3 mit einen internen mikrocontrollergesteuerten
Multiplexer 1 auf eine Messkette, bestehend aus einem mehrpoligen
Filter 1.15, einem programmierbaren Hauptverstärker 1.16 mit
der Möglichkeit
zur Kalibrierung und zum Nullpunktabgleich, einem S&H/ADC 1.17 dem
Mikrocontroller 1.7, zur weiteren Auswertung wie oben beschrieben, zugeführt.
Die mechanischen Neigungswinkelmesssignale
werden über
Neigungswinkelsensoren 1.21 in spannungsanaloge Signale
umgewandelt und über einen
mikrokontrollergesteuerten Multiplexer 2, über einen
programmierbaren Vorverstärker 1.20,
dem Interface 1.13 mit einem integrierten mikrocontrollergesteuerten
Multiplexer 2 zugeführt,
dann über
die Messkette, bestehend aus einem mehrpoligen Filter 1.15,
einem programmierbaren Hauptverstärker 1.16 mit der
Möglichkeit
zur Kalibrierung und zum Abgleich des Nullpunktes, einem S&H/ADC 1.17 dem Mikrocontroller 1.7,
zu einer weiteren digitalen Auswertung, wie oben beschrieben, zugeführt.
Ein Test-/Messinterface/Multiplexer 1.3 wird mit
einem Mikrocontroller 1.7 in verschiedene Betriebsmodi:
wie den Messmodus, Kalibriermodus für verschiedene Messsignale,
elektronische Funktionsüberprüfungen,
Testbetrieb, Einstellung der Verstärkung V für die programmierbaren Vorverstärker 1.2, 1.14, 1.16, 1,18 und 1.20 und
Auswahl der Messkanäle
für die
hochfrequenten Beschleunigungssignale 1.4, 1.5, 1.6 und
die niederfrequenten Messsignale für Kraft oder Druck, den Neigungswinkel
und Geschwindigkeit 1.15, 1.16, 1,17 und
außerdem über ein
Mikrotastenfeld 1.10 in die verschiedenen Kalibrierungsmodi
geschaltet.
Die externe statische Kalibrierung
für einen Beschleunigungssensor 1.1 am
Messort 6.14 kann direkt durchgeführt werden. Der Beschleunigungssensor
ist elektrisch mit der Anschlussstelle 1 eines programmierbaren
Vorverstärkers 1.2 verbunden.
Es wird nun auf dem Mikrotastenfeld 1.10 die Kalibriertaste
betätigt
und der noch nicht angelegte Hüftgurt von
seiner normalen horizontalen Messebene um 180° geschwenkt so, dass physikalisch
ein 2g-Wert erzeugt wird, der über
die nachgeschaltete Elektronik einen elektrischen 2g-Wert erzeugt.
Dieser physikalische 2g-Wert wird mit dem intern gespeicherten elektrischen
2g-Wert verglichen, um daraus den Kalibrierfehler zu berechnen und
auf einem alphanumerischen Datendisplay 1.11 anzuzeigen. Über die
Betätigung
der Funktionstaste „Autokalibrierung" auf dem Mikrotastenfeld 1.10 wird
dann die Nachregelung der Nullablage und des Signalamplitudenwertes
eingeleitet. Dieser Vorgang wird von einem Mikrocontroller 1.7 gesteuert
und physikalisch über
einen programmierbaren Hauptverstärker 1.5 realisiert.
Der Verstärkungsfaktor
des programmierbaren Vorverstärkers 1.2 wird
dabei so geregelt, dass ein nachgeschaltetes Filter 1.4 das
Messsignal immer sicher verarbeiten kann. Die Kalibrierung des Neigungswinkelsensors
am Messort 6.5, am Körperschwerpunkt
des Probanden, kann dann analog durch eine Umschaltung über ein
Mikrotastenfeld 1.10 analog erfolgen. Der experimentell
erzeugte physikalische Neigungswinkel wird dann über die nachgeschaltete Elektronik in
einen elektrischen Wert umgewandelt und mit einem intern gespeicherten
elektronischen Wert verglichen, um daraus den Kalibrierfehler zu
berechnen und auf dem alphanumerischen Datendisplay 1.11 anzuzeigen. Über die
Betätigung
der Funktionstaste „Autokalibrierung" im Mikrotastenfeld 1.10 wird
die Nachregelung der Nullablage und des Signalamplitudenwertes eingeleitet.
Dieser Vorgang wird von einem Mikrocontroller 1.7 gesteuert
und physikalisch über
einen programmierbaren Hauptverstärker 1.15 realisiert.
Der Verstärkungsfaktor
des programmierbaren Vorverstärkers 1.20 wird
so geregelt, dass ein nachgeschaltetes Filter 1.15 das
Messsignal immer sicher verarbeiten kann.
Für
Neigungswinkelsensoren 1.21 auf den Messorten 6.1 bis 6.10 auf
den kinematischen Gliedern kann, bevorzugt im Labor, durch eine
definierte messtechnisch überwachte
Lageänderung
der kinematischen Glieder, eine direkte Kalibrierung durchgeführt werden.
Für
einen Geschwindigkeitssensor 1,17 angeordnet an
den Messorten 6.12, 6.13 sowie für Kraft- oder Drucksensoren 1.13 an
den Messorten 6.15 bis 6.22 können externe Kalibrierungen über entsprechende
Kalibratoren 1.22 durchgeführt werden. Dazu muss über ein
Mikrotastenfeld 1.10 von einem eingebauten internen Sensor 1.1 auf
einen externen elektronischen Kalibrator 1.22 umgeschaltet werden.
Der jeweils notwendige elektronische Kalibrator kann nach der Umschaltung
in die vorgesehene Sockelfassung mit dem Stecker 6 gesteckt
und gesichert werden. Die weitere Signalverarbeitung und Signalauswertung
erfolgt analog, wie oben schon beschriebenen, über den niederfrequenten Messkanal.
Neben den externen physikalischen
und elektronischen Kalibrierungsmöglichkeiten ist auch eine interne
elektronische Kalibrierung vorgesehen. Sie bietet die Möglichkeit
einer kontinuierlichen Überwachung
der Messelektronik und die Möglichkeit
zwischen einer Fehlfunktion in der Sensorik und einer Fehlfunktion
in der Messelektronik zu unterscheiden. Die interne Kalibrierung
erfolgt elektronisch intermittierend während des normalen Messbetriebs,
indem ein Mikrocontroller 1.7 die laufende Messroutine
unterbricht. Dabei wird über
die elektrische Leitung (Interfacesteuerung und interne Kalibrierung)
ein Spannungssignal an das Interface 1.3 weitergeleitet
und dann über
die entsprechenden elektrischen Verbindungen K auf programmierbare
Vorverstärker 1.2, 1.14, 1.18, 1.20 mit
den Eingängen 1 bis 6 von
den jeweiligen Sensoren 1.1, 1.13, 1,17 und 1.21 elektrisch
abkoppelt und als Kalibriersignal über die programmierbaren Vorverstärker 1.2, 1.14, 1.18 und 1.20 über die
nachfolgende Elektronik wieder dem Mikrocontroller 1.7 zugeführt, ausgewertet
und mit den intern gespeicherten Spannungssignalen verglichen. Mit,
den so erzeugten, Differenzsignalen werden dann die Verstärkungen
und die Nullablagen, wie oben schon beschrieben, über die
Leitungen (V) von programmierbaren Vorverstärkern und über die Leitung (Kalibrierung
und Nullabgleich) der programmierbaren Hauptverstärker so
nachgeregelt, dass das Differenzsignal Null wird und die Messwerte
wieder proportional zu ihren richtig Signalwerten, mit sehr kleinen
Messabweichungen, dargestellt werden können.
Die Mikrotasteneinheit 1.10 dient,
wie oben schon beschrieben, zur manuellen Eingabe, der oben schon
teilweise aufgezählten,
physikalischen, antrometrischen und medizinischen Daten und die Tastenlogik 1.9 dient
zur logisch elektronischen Verknüpfung
und Verriegelung verschiedener Tastenfunktionen.
Die Anzeige und Alarmeinheit 1.11,
bestehend aus einem optischen Display, optoelektronischen Anzeigen
und elektroakustischen Aktoren und dient zur optischen und akustischen
Anzeige von verschiedenen Messwerten, Kalibrierwerten, Sicherheitsanzeigen,
Betriebszustandsanzeigen und Alarmsignalen.
Die ganze Signalverarbeitungs- und
Signalauswerteelektronik der Messvorrichtung ist in ein kleines
Gehäuse
aus Kunststoff, welches in einen elastischen kraftschlüssigen Hüftgurt an
der Frontseite integriert ist, eingebaut. Elektromagnetisch störempfindliche
Baugruppen der Messvorrichtung sind einzeln z.B. mit Mu-Metall gut
abgeschirmt. Diese Lösung
wird deshalb bevorzugt, damit für
eine Funkübertragung
der Mess- und Auswertedaten die Empfangs- und Sendeantennen direkt
in das Gehäuse
integriert werden können.
Um den mathematischen Algorithmus
zur Ermittlung der mechanischen Leistung zur medizinischen Leistungsdiagnose,
für die
physikalischen und antropometrischen (Alter, Geschlecht, Körpergröße, Körpergewicht,
Koordinaten des Körperschwerpunkts,
Oberschenkellänge,
Unterschenkellänge, Schrittlängen und
Trittfrequenzen bei verschiedenen Winkelstellungen der kinematischen
Glieder, usw.) Parameter zu entwickeln, ist es notwendig auf die mechanische
Definition der Leistung überzugehen. Die
Leistung ist allgemein definiert als der Quotient aus der verrichteten
Arbeit und der dazu erforderlichen Zeit, wobei die verrichtete Arbeit
das Produkt aus aufgewandter Kraft und zurückgelegtem Weg ist. Sind die
Arbeitsbeträge
je Sekunde verschieden groß,
dann gilt das auch für
die Leistungen. Das kann aber zwei Ursachen haben: Entweder war
die Kraft welche die Arbeit verrichtet nicht konstant, oder es wurden
in gleichen Zeiten ganz verschiedene Wege zurückgelegt, d.h. die Geschwindigkeiten
waren nicht konstant. Es kann aber auch beides zugleich der Fall sein.
Dieser Sachverhalt trifft, wie schon beschrieben, auf die Bestimmung
der mechanischen Leistung für
eine medizinische Leistungsdiagnose im freien Feldbetrieb zu. Die
sich daraus ergebende Probleme werden durch den Erfindungsgegenstand
gelöst.
Aus der allg. Definitionsgleichung für die mechanische Leistung
kann dann eine allg. Gleichung für
die mechanische Momentanleistung entwickelt werden die völlig uneingeschränkt angewandt
werden kann. Die mechanische Leistung ist das Produkt aus der mechanischen
Verschiebekraft und der Verschiebegeschwindigkeit, für eine über der
Zeit beliebig veränderlichen
Kraft und Geschwindigkeit. Durch eine vollständige nicht eingeschränkte mathematische
Auswertung von physikalischen Gesetzmäßigkeiten gelingt es Parameter,
wie die technische Bodenbeschaffenheit und den physikalische Bodenzustand für die Laufwege,
die Art des Laufschuhs usw., automatisch direkte zu berücksichtigen.
Es können,
nun grundsätzlich,
zwei Lösungswege
beschritten werden. Der erste Weg führt über die Messung der Beschleunigung,
da sowohl die Kraft als auch die Geschwindigkeit über die
Beschleunigung gut berechenbar ist. Der zweite Weg führt über die
Messung der Geschwindigkeit, da über
diese die Beschleunigung und damit die Kraft gut berechenbar ist.
In 2 ist
die softwaremäßige Berechnung der
Leistung über
die Auswertung von gemessenen und digitalisierten Beschleunigungssignalen
und Neigungswinkelsignalen, in einem graphisch Schema, dargestellt.
Die mechanischen Beschleunigungen des Körperschwerpunktes werden mit
einem 3D-Beschleunigungssensor 1.1 erfasst. Die Masse ms
des Probanden ist, im einfachsten Fall, aus einer Wägung im
Labor bekannt und wird dann über
ein Mikrotastenfeld 1.10 manuell eingegeben und digital
gespeichert. Die digitalisierten Beschleunigungssignale 2.2.1 sind
mit den Winkelsignalen φS von Neigungswinkelsensoren 2.2.2 im
Körperschwerpunkt
softwaremäßig gewichtet
und bewertet 2.2.3, mit den physikalischen Anfangsbedingungen
integriert 2.3, weiter in Geschwindigkeitssignale des Körperschwerpunktes
umgerechnet und gespeichert. Außerdem
werden die gewichteten und bewerteten Beschleunigungssignale 2.2.3 differenziert 2.6 und
so in mechanische Rucksignale umgerechnet und gespeichert. Der gespeicherte
Massenwert 2.1 des Körperschwerpunktes,
die gespeicherten Beschleunigungssignale 2.2.3 und die
gespeicherten Geschwindigkeitssignale 2.3 werden synchron
multipliziert 2.5 und zwischengespeichert. Die früher gespeicherten Geschwindigkeitssignale 2.3 werden,
mit den entsprechenden physikalischen Anfangsbedingungen integriert 2.4 und
so in Wegsignale umgerechnet und gespeichert. Der gespeicherte Massenwert 2.1,
die gespeicherten Rucksignale 2.6 und die gespeicherten
Wegsignale 2.4 werden synchron multipliziert 2.7 und
zwischengespeichert. Die so gespeicherten digitalen Produkte 2.5 und 2.7 werden
nun abgerufen und dann synchron addiert 2.8, und so in
ein digitales mechanisches Leistungssignal Ns(t),
erzeugt durch die Kinematik des Körperschwerpunktes, gewandelt und
abgespeichert, zur Anzeige gebracht oder über verschiedene Schnittstellen
zu einer weiteren Auswertung und Anwendung zur Verfügung gestellt.
Da außer dem Körperschwerpunkt auch die Beine
und Arme des Probanden, bei den betrachteten körperlichen Aktivitäten, ständig in
Bewegung sind und somit auch Arbeit verrichten, also Leistung erbringen,
muss sie für
die Gesamtleistungsbilanz ebenfalls erfasst werden.
Die Massen 2.9 der kinematischen
Glieder werden im Labor einzeln bestimmt und dann über ein Mikrotastenfeld 1.10 manuell
eingegeben und digital gespeichert. Die kinematischen Aktivitäten der
einzelnen kinematischen Glieder werden mit Hilfe von Neigungswinkelsensoren 2.10 bis 2.18 gemessen, bewertet
und gespeichert. Die Neigungswinkelsignale φS werden
dann softwaremäßig zweifach
differenziert 2.22 so, dass Winkelbeschleunigungssignale αS entstehen
die ebenfalls zwischengespeichert werden. Aus den zwischengespeicherten
Winkelbeschleunigungssignalen αS werden zusätzlich durch nochmaliges differenzieren 2.23 Winkelrucksignale dαS/dt
erzeugt und zwischengespeichert. Außerdem werden aus Neigungswinkelsignalen 1.19 noch durch
einfaches differenzieren Winkelgeschwindigkeitssignale ωS erzeugt und gespeichert. Die Werte für die Massen
der kinematischen Glieder 2.9, die Signale der Winkelgeschwindigkeiten 2.20 und
die Signale der Winkelbeschleunigungen 2.22 werden synchron
miteinander multipliziert 2.21 und zwischengespeichert.
Die Werte der Massen der kinematischen Glieder 2.9, die
bewerten Signale der Neigungswinkel 1.19, die Signale des
differenzierten Winkelbeschleunigungssignals 2.23 (Winkelrucksignal)
werden synchron miteinander multipliziert 2.24 und zwischengespeichert.
Die gespeicherten Signale 2.21 und 2.24 werden
nun synchron miteinander addiert 2.25 so, dass damit Leistungssignale
NG(t), erzeugt durch die kinematischen Glieder
entstehen, die gespeichert und zur Anzeige gebracht werden oder über verschiedene
Schnittstellen zu weiteren Auswertungen und Anwendungen zur Verfügung stehen.
Die einzelnen gespeicherten Leistungssignale 2.8 für den Körperschwerpunkt
und für
die einzelnen gespeicherten Leistungssignale 2.25 kinematischen
Glieder werden softwaremäßig mit
einem geeigneten Algorithmus 2.26 mit den Kraftdrucksignalen 2.27 aus
der Sensorik 1.13 des Schuhs bewertet, einzeln berechnet
NS(t), NG(t) und
gespeichert, und synchron miteinander addiert so, dass damit die
biomechanischen Gesamtleistungssignale NGES(t) 2.26 für weitere
physikalische und medizinische Auswertungen zur Verfügung stehen.
In 3 ist
die softwaremäßige Berechnung der
Leistung über
die Auswertung von gemessene und digitalisierten Geschwindigkeitssignalen 1.17 in einem
graphisch Schema dargestellt. Die Masse ms des Probanden ist, im
einfachsten Fall, aus einer Wägung
im Labor bekannt und wird dann über
ein Mikrotastenfeld 1.10 manuell eingegeben und digital
abgespeichert. Die so digitalisierten und abgespeicherten Geschwindigkeitssignale
v(t) 3.2 werden, mit den entsprechenden physikalischen
Anfangsbedingungen integriert 3.4, in Wegsignale s(t) umgerechnet und
gespeichert. Außerdem
werden die Geschwindigkeitssignale 3.2 differenziert, und
so in Beschleunigungssignale a(t) 3.3 umgerechnet und gespeichert.
Die gespeicherten Massenwerte 3.1, die Beschleunigungssignale 3.3 und
die Geschwindigkeitssignale 3.2 werden synchron mit einander
multipliziert 3.5 und dann zwischengespeichert. Die gespeicherten
Massenwerte 3.1, die Beschleunigungssignale 3.3 und
die Wegsignale 3.4 werden synchron mit einander multipliziert 3.6 und
ebenfalls zwischengespeichert. Die gespeicherten digitalen Produkte 3.5 und 3.6 werden
abgerufen und synchron addiert 3.7 und in ein digitales
Signal der mechanischen Leistung umgewandelt, abgespeichert und
zur Anzeige gebracht oder über
verschiedene Schnittstellen zu weiteren Auswertungen und Anwendungen
zur Verfügung
gestellt.
Da, wie oben schon beschrieben, außer dem Körperschwerpunkt
auch die Beine und Arme des Probanden, bei den betrachteten körperlichen
Aktivitäten,
ständig
in Bewegung sind und somit Arbeit verrichten, also Leistung erbringen,
muss diese für
die Gesamtleistungsbilanz ebenfalls. erfasst werden. Die Massen 3.9 der
kinematischen Glieder werden im Labor einzeln bestimmt und dann über ein
Mikrotastenfeld 1.10 manuell eingegeben und digital gespeichert.
Die kinematischen Aktivitäten
der einzelnen kinematischen Glieder werden mit Hilfe von Neigungswinkelsensoren 3.10 bis 3.18 gemessen,
bewertet und gespeichert. Die einzelnen Neigungswinkelsignale φS werden softwaremäßig zweifach differenziert 3.22 so,
dass Winkelbeschleunigungssignale αS entstehen
die ebenfalls zwischengespeichert werden. Aus den gespeicherten
Winkelbeschleunigungssignalen αS werden zusätzlich durch nochmaliges diferenzieren 3.23 Winkelrucksignale
dαS/dt erzeugt und zwischengespeichert. Außerdem werden
aus Neigungswinkelsignalen 1.19 durch differenzieren Winkelgeschwindigkeitssignale ωS erzeugt und gespeichert. Die Massenwerte
der kinematischen Glieder 3.9, die Winkelgeschwindigkeiten 3.20 und
die Winkelbeschleunigungen 3.22 werden synchron multipliziert 3.21 und
zwischengespeichert. Die Massenwerte der kinematischen Glieder 3.9,
die bewerten Neigungswinkel 1.19, die differenzierten Winkelbeschleunigungen 2.23 werden
synchron multipliziert 3.24 und zwischengespeichert. Die
gespeicherten Signale 3.21 und 3.24 werden nun
synchron addiert 3.25 so, dass Leistungssignale NG(t) entstehen die auch gespeichert, zur
Anzeige gebracht oder über die
Schnittstellen zu weiteren Auswertungen und Anwendungen zur Verfügung gestellt
werden.
Die einzelnen gespeicherten Leistungssignale 3.7 für den Körperschwerpunkt
und die einzelnen gespeicherten Leistungssignale 3.25 für die kinematischen
Glieder werden mit einem geeigneten Algorithmus 3.26 mit
den Kraftdrucksignalen 3.27 aus der Sensorik 1.13 des
Laufschuhs bewertet, einzeln berechnet NS(t),
NG(t) und gespeichert, und synchron miteinander
addiert so, dass damit die biomechanischen Gesamtleistungssignale
NGES(t) 3.26 für weitere physikalische und
medizinische Auswertungen zur Verfügung stehen.
Läufer
können
bei Leistungsmessungen grundsätzlich
drei physikalische Größen beeinflussen:
das Übungszeitintervall,
die Trittfrequenz und die Schrittlänge. Im ersten (normalen) Fall
ist das Zeitintervall, die Trittfrequenz und die Schrittlänge im physiologischen
Gleichklang. Im zweiten Fall könnte der
Läufer
aber im gleichen Zeitintervall die Trittfrequenz erhöhen und
dabei die Schrittlänge
vergrößern. Im
dritten Fall könnte
nun der Läufer
die Trittfrequenz erhöhen
und die Schrittlänge
konstant lassen, dabei wäre
aber der Winkel der Schenkel zur Vertikalen deutlich größer und
damit auch seine biomechanische Belastung, da der Läufer seine
Beine wesentlich höher
vom Boden abheben müsste
(z.B. trainieren 100 m – Läufer mit
dieser Methode ihre sog. Bein-/ Schnellkraft). Die neue Messvorrichtung
sollte daher in der Lage sein die drei unterschiedlichen Belastungsarten
gut zu erkennen und in einer Auswertung bzw. Bewertung zu berücksichtigen.
Die drei Signale (x-, y- und z-Richtung) des 3D-Beschleunigungssensors 1.1 werden
wie schon gesagt in seiner Sensorelektronik als resultierendes Signal
aber auch einzeln getrennt ausgewertet und ermöglichen dadurch die Unterscheidung
der Belastungsfälle.
Die Beschleunigungsimpulse in der Vertikalrichtung (z-Achse), ausgelöst durch
die Schrittfolge, können indirekt
als Trittfequenz und als relative gewichtete Schrittlänge ausgewertet
werden, und die Beschleunigungsamplituden. als Auftrittskraft für den jeweiligen
Fuß erfasst
werden. Beim Start einer Laufübung muss
aber mit dem programmgemäß vorgegebenen Fuß begonnen
werden.
Für
die hier notwendige Durchführung
einer Kalibrierung werden im Messlabor lasertechnisch die Winkel
zwischen der Vertikalebene und den Oberschenkeln des Läufers gemessen.
Gleichzeitig werden horizontale (x-Richtung) und vertikale Beschleunigungskomponenten
(z-Richtung) gemessen und ausgewertet. Aus den verschiedenen Winkel-
und den Beschleunigungssignalen werden dann Kalibrierkurven erstellt
und im RAM 1.8 hinterlegt.
Im praktischen Messeinsatz wird mit
hochdynamischen Neigungswinkelsensoren 1.21, die mit Hilfe
von leichten elastischen Gurten an den Oberschenkelaußenseiten 6.8 und 6.9 und
außerdem
an den Unterschenkelaußenseiten 6.7 und 6.10 des Läufers (6) formschlüssig befestigt
sind, die Winkelstellungen der Oberschenkel und Unterschenkel relativ
zueinander und bezogen auf das Lot zur horizontalen Normalebene
(vertikale Normalachse) erfasst, gespeichert und ausgewertet. Die
Sensorsignale werden drahtgebunden über einen Multiplexer 1.19 und
einen progammierbaren Vorverstärker 1.20, ein
Test/Messinterface/Multiplexer 1.3, ein mehrpoliges elektronisches
Filter 1.15, einen programmierbaren Verstärker 1.16 und
ein S&H-ADC 1.17 elektrisch mit
einem Mikrocontroller 1.7 verbunden. Die Neigungswinkelsensorik 1.21 kann
alternativ mit einer Sendeelektronik mit Sendeantenne so ausgerüstet sein,
dass Messsignale mit Hilfe der FM/FM-Technik oder der PCM/PCM-Technik übertragen
werden. Die so generierten Messsignale können im RAM 1.8 gespeichert
und für
weiter gewichtete Auswertungen der Daten verwendet werden. Als Neigungswinkelsensoren
für einen
Winkel von 0° bis
maximal 180° eignen
sich besonders spezielle Konstruktionen von kapazitiven oder optoelektronischen
Sensoren oder von Magnetfeldsensoren, besonders vorteilhaft auf mikrotechnischer
Basis.
Ein alphanumerisches Datendisplay 1.11 mit verschiedenfarbigen
LEDs und piezoakustischen Aktoren, ein Mikrotastenfeld 1.10 und
die Anschlüsse für verschiedene
Schnittstellen 1.12 sind alle auf einer kleinen Frontplatte
im integrierten Gehäuse
des Hüftgurtes 4.2,
die zu guten Ablesbarkeit leicht ausgestellt ist, untergebracht.
Eine zweite konstruktive Ausführungsform besteht
darin, dass ausschließlich
aus ergonomischen Gründen
eine Datendisplayeinheit, verschiedene LEDs, eine elektroakustische
Anzeige, ein Mikrotastenfeld und die Anschlüsse für die verschiedenen Schnittstellen
in ein Armbanduhrgehäuse
zu integriert ist. Die Armbanduhr 4.3 kann wie üblich am Handgelenk über ein
Uhrband getragen werden und bietet auch normale chronometrische
Funktionen (Datum, Kalender, Zeit, Start/Stopp, usw.) mit den entsprechenden
Bedienelementen, neben den medizinischen leistungsdiagnostischen
Funktionen. Die elektrische Verbindung zwischen der Armbanduhr 4.3 und
der Auswerteelektronik im Hüftgurt 4.2 erfolgt bei
dieser Ausführungsform
für den
menschlichen Organismus aus EMV-Gründen mit
einem gut steckbaren dünnen
abgeschirmten hochflexiblen Kabel.
Damit ist die Forderung nach einer
möglichst hohen
technischen Einfachheit, d.h. dem minimalen Aufwand von mechanischen
und elektrischen Bauteilen und damit sehr geringen Kosten und einer
störungssicheren
wartungsarme Funktion sowie eine einfache Bedienbarkeit über den
gesamten Betriebszeitraum ermöglicht.
Eine dritte Ausführungsform besteht darin, dass
die leistungsdiagnostischen Daten in digitaler Form, mit Hilfe eines
FM/FM-Systems oder eines PCM/PCM-Systems drahtlos vom Hüftgurt 4.2 zu
der Armbanduhr 4.3 übertragen
werden. Für
das FM/FM-System ist der HF-Oszillator mit der seiner Sendeantenne
im Elektronikblock des Hüftgürtels integrier
und der HF – Empfänger mit
seiner Empfangsantenne im Uhrgehäuse
der Armbanduhr. Für
das PCM/PCM-System ist der Encoder mit seiner Sendeantenne im Elektronikblock
im Hüftgurt
integriert und der Decoder mit seiner Empfangsantenne im Uhrgehäuse der
Armbanduhr.
Diese technische Ausführungsform
ist komplexer und damit auch teurer, bietet aber im Falle des PCM/PCM-Systems
die Möglichkeit
der Datenredundanz.
Zuletzt erfolgt noch die oben schon
angekündigte
Spezifizierung der beiden Sensorarten mit ihren diversen Ausführungsarten
für den
Erfindungsgegenstand.
Die 3D-Beschleunigungssensoren können sehr
vorteilhaft in einer sehr flachen mikrotechnischen Bauform nach
dem piezoresistiven, dem kapazitiven, dem faseroptischen, dem piezoelektrischen, dem
magnetogalvanischen oder dem magnetoresistiven Sensorprinzip realisiert
werden. Sie haben durch ihre kleine Bauform und durch ihr geringes
Gewicht ideale Voraussetzungen für
den mobilen Einsatz durch eine mechanische Integration in das Gehäuse der
Messelektronik. Sensoren dieser Bauart sind für wenig Geld auf dem Markt
verfügbar.
Alternativ kann wie oben schon erwähnt statt eines
3D-Beschleunigungssensors zur Bestimmung der biomechanischen Leistung
auch ein 3D-Geschwindigkeitssensor eingesetzt werden. Die technische
Realisierung von Geschwindigkeitssensoren ist aus verschiedenen
Gründen
je nach dem verwendeten Sensorprinzip schwieriger. Möglich sind
grundsätzlich
Sensoren auf der Basis der Strömungsmesstechnik,
der Ultraschallmesstechnik oder der optischen Messtechnik. Bei Sensoren
auf der Basis der Strömungsmesstechnik
misst der Sensor die Luftgeschwindigkeit die durch die Bewegung
der Probanten entsteht, wobei die meteorologische Luftgeschwindigkeit
als störende
Größe nur schwer
kompensiert werden kann. Man sollte also dazu die Luftgeschwindigkeit
am Laufweg stationär
messen. Da aber gerade der Erfindungsgegenstand überall im Freien eingesetzt
werden soll ist das keine gute Lösung.
Obschon dieser Sensortyp beispielsweise sehr leicht in ein Schweißstirnband
integriert werden könnte.
Bei Sensoren auf der Basis der Ultraschallmesstechnik entstehen
neben Reflektorproblemen auch die Probleme der Signalauflösung für kürzere Distanzen.
Aus den obigen Gründen wird ein neuartiges Verfahren
für die
Messung der Laufgeschwindigkeit eines Probanden im freien Feld vorgeschlagen.
Aus 4 ist sehr anschaulich
ersichtlich, dass sich bei jedem Laufschritt die geometrischen Orte
(weise Kreise 4.1 über
den Kniegelenken in 4)
in der horizontalen Orthogonalprojektion kreuzen. Auf der linken
Knieinnenseite wird nun ein optoelektronischer Sensor, bestehend
aus einer Senderdiode und einer Empfängerdiode mit der zugehörigen integrierten Messelektronik,
angeordnet. Auf der rechten Knieinnenseite wird nur ein einfacher
optischer Reflektor benötigt.
Das Prinzip beruht auf diffuser Reflektion von vorzugsweise infrarotem
Senderlicht auf dem optischen Reflektor und dem Empfang des diffus
gestreuten Infrarotlichtes mit der optoelektronischen Empfängerdiode.
Bei jedem gemachten Schritt wird aus dem Empfängerdiodensignal ein elektrischer Spannungsimpuls
generiert und an eine Elektronik im Hüftgurt 4.2 weitergeleitet.
Im einfachsten Falle wird eine dünne
flexible geschirmte Leitung vom Kniegelenk über den Oberschenkel zum Hüftgurt teilfixiert
geführt
und an den Kontakt 4 des programmierbaren Vorverstärkers 1.18 angeschlossen.
Die Signalübertragung
kann, wie oben schon beschrieben, mit FM/FM-Technik oder PCM/PCM-Technik
erfolgen.
Für
die Auswertung und Gewinnung der Messdaten kann alternativ die Beschleunigungssensorik
oder die Geschwindigkeitssensorik eingesetzt werden. Außerdem besteht
die Möglichkeit
einer Redundanz für
den gleichzeitigen Messeinsatz der beiden Sensorsysteme.
Da die Berechnungen der biomechanischen Muskelleistung
bei verschiedenen mechanischen Belastungen auch von individuellen
antropometrischen Daten (Alter, Geschlecht, Körpergewicht, Körpergröße, Oberschenkellänge, Unterschenkellänge, Schrittlänge, Trittfrequenz,
usw.) abhängig
ist, ist eine Kalibrierung der Messvorrichtung immer im Messlabor
mit einem computergestützten
instrumentierten Laufband durchzuführen. Zur qualifizierten Aussage
der Kniesensorik, dargestellt in 4 und 6 (d.h. Verringerung von
Fehlinterpretationen und systematischen Fehlern) muss für den jeweiligen Anwender,
vor dem Übungseinsatz
der Messvorrichtung, die Oberschenkelänge und Unterschenkellänge vermessen
und im RAM 1.8 gespeichert werden, um diese in Bezug zur
gemessenen Schrittlänge
setzen zu können.
Weiter muss die gemessene Trittfrequenz im Verhältnis zu der gemessenen Schrittlänge bei
unterschiedlichen mechanischen Belastungen erfasst werden. Die Schrittlänge wird
im Übungseinsatz (außerhalb
des Labors) mit Hilfe der Neigungswinkel – sensorik (6) und der Geschwindigkeitskniesensorik
(4 u. 6) gemessen. Die, im Labor gemessenen,
Parameter werden zur Kalibrierung und Justierung der, oben beschriebenen
Sensoren benutzt. Der Läufer
kann bei der Messung der Leistung wie oben schon beschrieben grundsätzlich über drei physikalische
Größen beeinflussen:
das Übungszeitintervall,
die Trittfrequenz und die Schrittlänge. Im ersten Fall ist das
Zeitintervall, die Trittfrequenz und die Schrittlänge im sog.
physiologischen Gleichklang. Im zweiten Fall könnte der Läufer aber im gleichen Zeitintervall
die Trittfrequenz erhöhen
und dabei die Schrittlänge
vergrößern. Im
dritten Fall könnte
der Läufer
die Trittfrequenz erhöhen
und die Schrittlänge konstant
lassen, dabei wäre
dann aber der Winkel der Schenkel zur Vertikalen deutlich größer und
damit auch seine biomechanische Belastung, da der Läufer seine
Beine wesentlich höher
vom Boden heben müsste
(z.B. trainieren 100 m – Läufer mit
dieser Methode ihre sog. Bein – und
Schnellkraft). Beim Bergauflaufen werden immer viel höhere Trittfrequenzen
und kleinere Schrittlängen
als beim Bergablaufen erwartet. Die Messvorrichtung sollte also
in der Lage sein die drei oben beschriebenen sehr unterschiedlichen
Belastungsarten zu erkennen und in der Auswertung bzw. Bewertung
zu berücksichtigen. Realisieren
lässt sich
diese Forderung, wie oben beschrieben, durch die Verwendung einer
Beschleunigungssensorik oder einer Geschwindigkeitssensorik oder
einer Beschleunigungssensorik und einer Geschwindigkeitssensorik
(Redundanz) mit einer Neigungswinkelsensorik mit der, oben schon
beschriebenen, elektronischen Signalauswertung.
Eine gute technische Erweiterung
zur Realisierung von unterschiedlichen Belastungsfällen ist eine
Kraft – oder
Drucksensorik im Sportschuh 5.
Für jede
Sportart gibt es die passenden Schuhe. Ob Laufschuhe, Tennis-, Fußball oder
Rennradschuhe, alle sind speziell entwickelt worden, um Füße und Gelenke
des Sportlers während
des Trainings optimal zu schützen
und zu unterstützen.
Moderne Sportschuhe besitzen zudem spezielle Lüftungssysteme auch über die
Sohlen, die für
ein schnelles Ableiten der Feuchtigkeit nach außen sorgen. Damit wird den
vielen Schweißdrüsen in der Fußsohle und
der von ihnen bei körperlichen
Aktivitäten
freigesetzten großen
Schweißmenge
Rechnung getragen. Wie die 5 zeigt
befinden sich sehr leichte, piezoelektrische Kraft – oder Druck – Elementarsensoren 5.1 bis 5.4 zwischen
der Brandsohle und der Zwischensohle mit je zwei Messstellen im
Bereich des Vorderfußes
und des Hinterhinterfußes. Das
an den Schuh angepasste, atmungsaktive Trägermaterial der Mess – Sohle 5.5 mit
den vier voll integrierten Elementarsensoren besteht vorzugsweise aus
Leder oder Karbon – Mikrofasern.
Die vier Piezo- Elementarsensoren 5.1 bis 5.4 auf
den Messstellen 5.1 bis 5.4 bestehen vorzugsweise
jeweils aus dünnen
sehr elastischen perforierten piezoelektrischen Folie (z.B. aus
Polyvinylidenfluorid) die mit den zwischengelagerten sehr dünnen sehr
elastischen perforierten Kupferfolien mechanisch parallel und elektrisch
in Reihe geschaltet sind. Mit jeder mechanischen Belastung wird
durch mechanische Verschiebungen der Ladungsschwerpunkte in den
einzelnen Piezofolien, auf den Kupferfolien (Deckelektroden), durch
elektrische Influenzen elektrische Potentialdifferenzen erzeugt,
die sich logisch gewichtet weiter elektronisch auswerten lassen.
Die dynamischen piezoelektrischen Signale der Elementarsensoren
können
mit Hilfe von sehr hochohmigen Spannungsverstärkern (es ist hier kein Ladungsverstärker notwendig)
für eine
nachfolgende logische Verknüpfung
aufbereitet werden. Es werden logische Verknüpfungen der Signale von den
vier Elementarsensoren von den Messstellen 5.3 und 5.1, 5.3 und 5.2, 5.4 und 5.2 sowie 5.4 und 5.1 durchgeführt und
ein Summensignal (5.1 bis 5.4) erzeugt. Die analogelektronische
Signalerfassung für
die Laufleistung und die digitale Signalverarbeitung mit Hilfe eines
Mikrocontrollers erfolgt direkt im Schuhabsatz. Die elektrische
Energieversorgung der Sensorelektronik kann über eine, im Schuhabsatz untergebrachte
Kondensatorbatterie oder durch eine elektrochemische Batterie, gewährleistet
werden. Die drahtlose HF – Signalübertragung an
eine Mikrokontroller 1.7 in einem Hüftgurt 4.2 oder in
einer Armbanduhr (4),
wird mit einem FM/FM-System, mit einem PCM/PCM-System oder mit einem
Transponder mit einem Bluetooth – Baustein durchgeführt.
Mit Druck – oder Kraftsensoren kann der Krafteinsatz
präzise
ermittelt werden, auch wenn der Läufer noch zusätzliche
Gewichte zur Leistungssteigerung beim Laufen einsetzen sollte. Auch
die Muskelentwicklung (Leistungssteigerung bei 100m-Läufern) im
Bein kann somit besser bestimmt werden. In Relation von Oberschenkellänge in Bezug
zur Schrittlänge
kann dann die maximale Belastungsmöglichkeit des Fußes ermittelt
werden. Die Erfassung der punktuellen mechanischen Belastung des Fußes ist
vor allem bei Dreisprung – und
Hochsprungathleten von entscheidender Bedeutung. Außerdem kann
die „Laufkultur
des Läufers", besonders vorteilhaft
unter Einbeziehung von am Fuß befestigten
Neigungswinkelsensoren 6.11 und 6.8, erfasst werden
um daraus wichtige Erkenntnisse zu gewinnen, z.B. um welchen Lauftyp
(z.B. Vorderfußläufer) handelt
es sich oder wie verändert
sich seine Lauftechnik im zeitlichen Verlauf eines Dauerlaufes.
Der Läufer
könnte
beispielsweise durch „Fehltritte" seinen Stütz – und Bewegungsapparat
negativ belasten und so z.B. frühzeitig
eine Arthrose entwickeln. Ebenfalls kann man aus den „Fehltritten" und der Fußhaltung
schließen,
ob der Konditionszustand des Läufers überreizt
wurde und somit während
der Belastung, ab einem bestimmten Moment unter Konzentrationsschwierigkeiten
auftreten werden. Man kann diese Fehlfunktion beim Laufen als akustisches Alarmsignal
dem Läufer
mitteilen, um damit präventivmedizinisch
Schäden
vorzubeugen. Mit elektronischen Laufschuhen kann auch erfolgreich
das Warm – up
(z.B. das Walking) zu Beginn einer Trainingeinheit, und das Cool-down
zu Ende der Trainingseinheit überwacht
werden. Weiter können
Stretchingübungen
(Dehnübungen
und Lockerungsübungen, wichtig
für Läufer) für die Beinmuskulatur,
für die
Wadenmuskulatur und für
die Oberschenkelmuskulatur elektronisch überwacht werden.
Für
die elektrische Energieversorgung der einzelnen elektronischen Teilsysteme
können
in die Übungs-
oder Sportkleidung photovoltaische und thermoelektrische Flächenelemente
integriert werden, die je nach Leistungsbedarf die Energieversorgung übernehmen
oder Akkumulatoren unterstützen und
aufladen.
In 6 ist
die geometrische Anordnung am Körper
des Probanden der Neigungswinkelsensorik, der Geschwindigkeitssensorik
und der Beschleunigungssensorik dargestellt.