JP2003319920A - 関節運動機能評価装置及び評価方法 - Google Patents
関節運動機能評価装置及び評価方法Info
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- JP2003319920A JP2003319920A JP2002128475A JP2002128475A JP2003319920A JP 2003319920 A JP2003319920 A JP 2003319920A JP 2002128475 A JP2002128475 A JP 2002128475A JP 2002128475 A JP2002128475 A JP 2002128475A JP 2003319920 A JP2003319920 A JP 2003319920A
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 加速度信号入力装置による関節運動の測定か
ら、評価値算出装置による評価値算出までの一連の処理
を自動的にした関節運動機能評価装置及び評価方法を提
供すること。 【構成】 加速度信号入力装置（２）と評価値算出装置
（３）とから構成され、該加速度信号入力装置（２）
は、加速度センサー部（４）と、加速度信号増幅部
（５）とからなり、前記評価値算出装置（３）は、加速
度データ取り込み部（６）と、加速度データ演算処理部
（７）と、関節運動シミュレータ部（８）と、評価値算
出部（１０）と、評価値出力部（１１）とから構成さ
れ、前記評価値算出部（１０）は、痙縮の度合いを定量
的に表示する関節運動機能評価装置である。
ら、評価値算出装置による評価値算出までの一連の処理
を自動的にした関節運動機能評価装置及び評価方法を提
供すること。 【構成】 加速度信号入力装置（２）と評価値算出装置
（３）とから構成され、該加速度信号入力装置（２）
は、加速度センサー部（４）と、加速度信号増幅部
（５）とからなり、前記評価値算出装置（３）は、加速
度データ取り込み部（６）と、加速度データ演算処理部
（７）と、関節運動シミュレータ部（８）と、評価値算
出部（１０）と、評価値出力部（１１）とから構成さ
れ、前記評価値算出部（１０）は、痙縮の度合いを定量
的に表示する関節運動機能評価装置である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、痙縮が、痙縮患者（以
下被験者という）の人体所定部の関節運動に及ぼす影響
を定量的に評価する関節運動機能評価装置及び評価方法
に関する。
下被験者という）の人体所定部の関節運動に及ぼす影響
を定量的に評価する関節運動機能評価装置及び評価方法
に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の技術として、特許第２５８６９１
０号公報に、Ｌ字状の底板を有する台座と、その台座に
回転自在に設けた足底枠及び可動枠と、荷重検出器と、
角度検出器と、この両検出器によって検出された荷重及
び角度を表示記録する表示記録装置とからなり、前記台
座及び足底枠に被検出者の患肢を固定して、被験者の足
関節の回転抵抗力に抗して回転させるように構成した足
関節痙縮度測定装置が開示されている。
０号公報に、Ｌ字状の底板を有する台座と、その台座に
回転自在に設けた足底枠及び可動枠と、荷重検出器と、
角度検出器と、この両検出器によって検出された荷重及
び角度を表示記録する表示記録装置とからなり、前記台
座及び足底枠に被検出者の患肢を固定して、被験者の足
関節の回転抵抗力に抗して回転させるように構成した足
関節痙縮度測定装置が開示されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記足
関節痙縮度測定装置は、足関節の痙縮度の測定に際し
て、足底枠に被験者の患肢を固定し、足底枠と同軸で回
転自在に取り付けられた可動枠の回転を操作する操作バ
ーを手動で操作し、足底枠を徐々に被験患肢の足関節を
背屈するように繰り返し回転させる必要があり、操作バ
ーによる操作が面倒であるといった問題がある。
関節痙縮度測定装置は、足関節の痙縮度の測定に際し
て、足底枠に被験者の患肢を固定し、足底枠と同軸で回
転自在に取り付けられた可動枠の回転を操作する操作バ
ーを手動で操作し、足底枠を徐々に被験患肢の足関節を
背屈するように繰り返し回転させる必要があり、操作バ
ーによる操作が面倒であるといった問題がある。
【０００４】本発明の目的は、上記問題を解決したもの
で介助者等が被験者の人体所定部を持ち上げ自由落下さ
せる、又は、最初に人体所定部に電気刺激を与え自由振
動させる作業のみにより、加速度信号入力装置による関
節運動の測定から、評価値算出装置による評価値算出ま
での一連の処理を自動的にした関節運動機能評価装置及
び評価方法を提供する。
で介助者等が被験者の人体所定部を持ち上げ自由落下さ
せる、又は、最初に人体所定部に電気刺激を与え自由振
動させる作業のみにより、加速度信号入力装置による関
節運動の測定から、評価値算出装置による評価値算出ま
での一連の処理を自動的にした関節運動機能評価装置及
び評価方法を提供する。
【０００５】
【課題を解決するための手段】即ち本発明は、加速度信
号入力装置（２）と評価値算出装置（３）とから構成さ
れ、該加速度信号入力装置（２）は、人体所定部を持ち
上げ自由落下させ、又は、最初に電気刺激を与え自由振
動させることにより、該人体所定部の関節角加速度を測
定する加速度センサー部（４）と、該加速度センサー部
（４）の信号電圧を増幅する加速度信号増幅部（５）と
からなり、前記評価値算出装置（３）は、前記加速度信
号増幅部（５）で増幅された関節加速度を取り込む加速
度データ取り込み部（６）と、該加速度データ取り込み
部（６）により取り込まれた関節加速度データをもと
に、実測関節角加速度を算出する加速度データ演算処理
部（７）と、実測関節角加速度を利用して模擬的に正常
時の関節運動の角加速度を算出する関節運動シミュレー
タ部（８）と、前記実測関節角加速度及び模擬的に算出
された正常時の関節運動の角加速度とから関節運動機能
の評価値を算出する評価値算出部（１０）と、該評価値
算出部（１０）で算出された情報を出力する評価値出力
部（１１）とから構成され、前記評価値算出部（１０）
は、痙縮の度合いを定量的に表示することを特徴とする
関節運動機能評価装置である。又、加速度センサー部
（４）は、被験者の上肢、又は下腿、又は足に一定間隔
で装着される２つの加速度計（４ａ）、（４ｂ）からな
り、該加速度計（４ａ）、（４ｂ）は、肩関節、又は膝
関節、又は足首関節の角加速度を検出する。更に、被験
者の人体所定部に加速度センサ部（４）を装着し、人体
所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人体所定
部に電気刺激を与え自由振動させ、前記加速度センサ部
（４）により測定された人体所定部の関節角加速度をそ
れぞれ加速度信号増幅部（５）で増幅し、加速度データ
取り込み部（６）により評価値算出装置（３）に取り込
み、評価値算出装置（３）の加速度データ演算処理部
（７）で、人体所定部の関節運動時の実測関節角加速度
を算出し、関節運動シミュレータ部（８）は、前記実測
関節角加速度から得られる正弦波状の波形に最も一致す
る波形が得られるようシミュレーションを実施し、反射
に関わる諸パラメータ値と自由振動に関わる諸パラメー
タ値とを決定し、前記反射に関わる諸パラメータ値を正
常時の関節運動の諸パラメータ値に適宜変更し、該正常
時の関節運動の諸パラメータ値と前記自由振動に関わる
諸パラメータ値とから、模擬的に被験者の正常時の関節
運動の角加速度を算出し、評価値算出部（１０）は、前
記実測関節角加速度から実測関節角速度を算出し、該実
測関節角速度を経時的にプロットし、得られた正弦波状
の波形の最初のサイクル所要時間Ｔ１と、前記模擬的な
被験者の正常時の関節運動の角加速度から角速度を算出
し、算出した該角速度を用いて経時的にプロットし、得
られた正弦波状の波形の最初のサイクル所要時間Ｔ０と
から、Ｔ０に対するＴ１の割合を算出し、該算出値をも
って痙縮を定量的に評価する。更に又、被験者の人体所
定部に加速度計（４ａ）、（４ｂ）を一定間隔で装着
し、該人体所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初
に人体所定部に電気刺激を与え自由振動させ、前記加速
度計（４ａ）、（４ｂ）により同時測定された２系統の
人体所定部の関節角加速度をそれぞれ加速度信号増幅部
（５）で増幅し、加速度データ取り込み部（６）により
評価値算出装置（３）に取り込み、評価値算出装置
（３）の加速度データ演算処理部（７）で、取り込まれ
た２系統の関節角加速度データに基づいて、該関節角加
速度データに含まれる重力加速度の成分を除去し、人体
所定部の関節運動時の実測関節角加速度を算出する。
号入力装置（２）と評価値算出装置（３）とから構成さ
れ、該加速度信号入力装置（２）は、人体所定部を持ち
上げ自由落下させ、又は、最初に電気刺激を与え自由振
動させることにより、該人体所定部の関節角加速度を測
定する加速度センサー部（４）と、該加速度センサー部
（４）の信号電圧を増幅する加速度信号増幅部（５）と
からなり、前記評価値算出装置（３）は、前記加速度信
号増幅部（５）で増幅された関節加速度を取り込む加速
度データ取り込み部（６）と、該加速度データ取り込み
部（６）により取り込まれた関節加速度データをもと
に、実測関節角加速度を算出する加速度データ演算処理
部（７）と、実測関節角加速度を利用して模擬的に正常
時の関節運動の角加速度を算出する関節運動シミュレー
タ部（８）と、前記実測関節角加速度及び模擬的に算出
された正常時の関節運動の角加速度とから関節運動機能
の評価値を算出する評価値算出部（１０）と、該評価値
算出部（１０）で算出された情報を出力する評価値出力
部（１１）とから構成され、前記評価値算出部（１０）
は、痙縮の度合いを定量的に表示することを特徴とする
関節運動機能評価装置である。又、加速度センサー部
（４）は、被験者の上肢、又は下腿、又は足に一定間隔
で装着される２つの加速度計（４ａ）、（４ｂ）からな
り、該加速度計（４ａ）、（４ｂ）は、肩関節、又は膝
関節、又は足首関節の角加速度を検出する。更に、被験
者の人体所定部に加速度センサ部（４）を装着し、人体
所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人体所定
部に電気刺激を与え自由振動させ、前記加速度センサ部
（４）により測定された人体所定部の関節角加速度をそ
れぞれ加速度信号増幅部（５）で増幅し、加速度データ
取り込み部（６）により評価値算出装置（３）に取り込
み、評価値算出装置（３）の加速度データ演算処理部
（７）で、人体所定部の関節運動時の実測関節角加速度
を算出し、関節運動シミュレータ部（８）は、前記実測
関節角加速度から得られる正弦波状の波形に最も一致す
る波形が得られるようシミュレーションを実施し、反射
に関わる諸パラメータ値と自由振動に関わる諸パラメー
タ値とを決定し、前記反射に関わる諸パラメータ値を正
常時の関節運動の諸パラメータ値に適宜変更し、該正常
時の関節運動の諸パラメータ値と前記自由振動に関わる
諸パラメータ値とから、模擬的に被験者の正常時の関節
運動の角加速度を算出し、評価値算出部（１０）は、前
記実測関節角加速度から実測関節角速度を算出し、該実
測関節角速度を経時的にプロットし、得られた正弦波状
の波形の最初のサイクル所要時間Ｔ１と、前記模擬的な
被験者の正常時の関節運動の角加速度から角速度を算出
し、算出した該角速度を用いて経時的にプロットし、得
られた正弦波状の波形の最初のサイクル所要時間Ｔ０と
から、Ｔ０に対するＴ１の割合を算出し、該算出値をも
って痙縮を定量的に評価する。更に又、被験者の人体所
定部に加速度計（４ａ）、（４ｂ）を一定間隔で装着
し、該人体所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初
に人体所定部に電気刺激を与え自由振動させ、前記加速
度計（４ａ）、（４ｂ）により同時測定された２系統の
人体所定部の関節角加速度をそれぞれ加速度信号増幅部
（５）で増幅し、加速度データ取り込み部（６）により
評価値算出装置（３）に取り込み、評価値算出装置
（３）の加速度データ演算処理部（７）で、取り込まれ
た２系統の関節角加速度データに基づいて、該関節角加
速度データに含まれる重力加速度の成分を除去し、人体
所定部の関節運動時の実測関節角加速度を算出する。
【０００６】
【作用】被験者の人体所定部に加速度センサ部４の先装
着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂを一定間隔で装着
した後、人体所定部を持ち上げ自由落下させ、振り子状
の減衰運動を起こさせる。又は、最初に人体所定部に電
気刺激を与え自由振動させる。この時、人体所定部の運
動は、加速度センサ部４により加速度変化として検出さ
れ、該検出値は加速度信号増幅部５で増幅され、加速度
データ取り込み部６により加速度データとして評価値算
出装置３の主メモリ（＝加速度データ取り込み部６）に
取り込まれる。
着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂを一定間隔で装着
した後、人体所定部を持ち上げ自由落下させ、振り子状
の減衰運動を起こさせる。又は、最初に人体所定部に電
気刺激を与え自由振動させる。この時、人体所定部の運
動は、加速度センサ部４により加速度変化として検出さ
れ、該検出値は加速度信号増幅部５で増幅され、加速度
データ取り込み部６により加速度データとして評価値算
出装置３の主メモリ（＝加速度データ取り込み部６）に
取り込まれる。
【０００７】加速度データ演算処理部７は、取り込まれ
た加速度データに含まれる重力加速度の成分を除去し、
実測関節角加速度を算出する。
た加速度データに含まれる重力加速度の成分を除去し、
実測関節角加速度を算出する。
【０００８】関節運動シミュレータ部８は、前記実測関
節角加速度から得られる正弦波状の波形に最も一致する
波形が得られるようシミュレーションを実施し、反射に
関わる諸パラメータ値と自由振動に関わる諸パラメータ
値とを算出する。前記反射に関わる諸パラメータ値を正
常時の関節運動の諸パラメータ値に適宜置換し、該置換
した諸パラメータ値と前記自由振動に関わる諸パラメー
タ値とから、模擬的に被験者の、正常時の関節運動の角
加速度波形を算出する。
節角加速度から得られる正弦波状の波形に最も一致する
波形が得られるようシミュレーションを実施し、反射に
関わる諸パラメータ値と自由振動に関わる諸パラメータ
値とを算出する。前記反射に関わる諸パラメータ値を正
常時の関節運動の諸パラメータ値に適宜置換し、該置換
した諸パラメータ値と前記自由振動に関わる諸パラメー
タ値とから、模擬的に被験者の、正常時の関節運動の角
加速度波形を算出する。
【０００９】加速度波形表示部９は、前記実測関節角加
速度の波形、及び正常時の人体所定部の、関節運動の角
加速度の波形を表示する。
速度の波形、及び正常時の人体所定部の、関節運動の角
加速度の波形を表示する。
【００１０】評価値算出部１０は、前記実測関節角加速
度から実測関節角速度を算出し、該実測関節角速度を人
体所定部が動き始めた時刻を原点とした時間（横軸とす
る）に対してプロットすることにより得られた正弦波状
の波形から１サイクル目の所要時間Ｔ１を算出する。
度から実測関節角速度を算出し、該実測関節角速度を人
体所定部が動き始めた時刻を原点とした時間（横軸とす
る）に対してプロットすることにより得られた正弦波状
の波形から１サイクル目の所要時間Ｔ１を算出する。
【００１１】更に、評価値算出部１０は、前記関節運動
シミュレータ部８により得られた模擬的な被験者の、正
常時の関節運動の角加速度波形から角速度を算出し、該
算出した角速度を時間に対してプロットし、得られた正
弦波状の波形から１サイクル目の所要時間Ｔ０を算出す
る。
シミュレータ部８により得られた模擬的な被験者の、正
常時の関節運動の角加速度波形から角速度を算出し、該
算出した角速度を時間に対してプロットし、得られた正
弦波状の波形から１サイクル目の所要時間Ｔ０を算出す
る。
【００１２】更に又、評価値算出部１０は、所要時間Ｔ
０に対する所要時間Ｔ１の割合（＝Ｔ１／Ｔ０）を算出
し、人体所定部の関節運動機能の評価値とする。
０に対する所要時間Ｔ１の割合（＝Ｔ１／Ｔ０）を算出
し、人体所定部の関節運動機能の評価値とする。
【００１３】評価値出力部１１は、前記評価値算出部１
０で算出された評価値を出力する。
０で算出された評価値を出力する。
【００１４】図１、２に本発明の実施例を示す。図１
は、脳障害等により発生する痙縮に起因した膝関節の屈
曲伸展機能の低下を定量的に評価する関節運動機能評価
装置１のブロック図を示したものである。関節運動機能
評価装置１は、加速度信号入力装置２と評価値算出装置
３とから構成される。
は、脳障害等により発生する痙縮に起因した膝関節の屈
曲伸展機能の低下を定量的に評価する関節運動機能評価
装置１のブロック図を示したものである。関節運動機能
評価装置１は、加速度信号入力装置２と評価値算出装置
３とから構成される。
【００１５】加速度信号入力装置２は、被験者の膝関節
の加速度を測定する加速度センサ部４（具体的には、先
装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ）と、該加速度
計４ａ・４ｂにより測定された加速度信号を増幅する加
速度信号増幅部５とから構成される。
の加速度を測定する加速度センサ部４（具体的には、先
装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ）と、該加速度
計４ａ・４ｂにより測定された加速度信号を増幅する加
速度信号増幅部５とから構成される。
【００１６】加速度信号増幅部５は、具体的には絶縁セ
ンサアンプ１５及び絶縁アンプ１６とする。尚、絶縁ア
ンプ１６は、先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ
の信号電圧を調整する。絶縁センサアンプ１５は、先装
着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ夫々に接続され、
絶縁アンプ１６は絶縁センサアンプ１５夫々に接続され
る。
ンサアンプ１５及び絶縁アンプ１６とする。尚、絶縁ア
ンプ１６は、先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ
の信号電圧を調整する。絶縁センサアンプ１５は、先装
着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ夫々に接続され、
絶縁アンプ１６は絶縁センサアンプ１５夫々に接続され
る。
【００１７】評価値算出装置３は、具体的にはノート型
パソコン１７とプリンタ１８とから構成される。
パソコン１７とプリンタ１８とから構成される。
【００１８】パソコン１７には、加速度データを取り込
む加速度データ取り込み部６（＝加速度データ取り込み
プログラム）と、加速度データを演算処理する加速度デ
ータ演算処理部７（＝加速度データ演算処理プログラ
ム）と、模擬的に被験者の正常時の関節運動の角加速度
を算出する関節運動シミュレータ部８（＝関節運動シミ
ュレータプログラム）と、実測関節角加速度波形等を表
示する加速度波形表示部９（＝加速度波形表示プログラ
ム）と、正常時の関節角加速度に関わる所要時間Ｔ０に
対する実測関節角加速度に関わる所要時間Ｔ１の割合を
算出する評価値算出部１０（＝評価値算出プログラム）
が組み込まれている。
む加速度データ取り込み部６（＝加速度データ取り込み
プログラム）と、加速度データを演算処理する加速度デ
ータ演算処理部７（＝加速度データ演算処理プログラ
ム）と、模擬的に被験者の正常時の関節運動の角加速度
を算出する関節運動シミュレータ部８（＝関節運動シミ
ュレータプログラム）と、実測関節角加速度波形等を表
示する加速度波形表示部９（＝加速度波形表示プログラ
ム）と、正常時の関節角加速度に関わる所要時間Ｔ０に
対する実測関節角加速度に関わる所要時間Ｔ１の割合を
算出する評価値算出部１０（＝評価値算出プログラム）
が組み込まれている。
【００１９】評価値出力部１１は、具体的にはノート型
パソコン１７に接続されたプリンタ１８である。
パソコン１７に接続されたプリンタ１８である。
【００２０】先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ
で測定された加速度は、加速度信号増幅部５で増幅さ
れ、出力される。加速度データは、ＡＤ変換用ＰＣカー
ド（図示省略）を介して評価値算出装置３のノート型パ
ソコン１７に入力される。
で測定された加速度は、加速度信号増幅部５で増幅さ
れ、出力される。加速度データは、ＡＤ変換用ＰＣカー
ド（図示省略）を介して評価値算出装置３のノート型パ
ソコン１７に入力される。
【００２１】図２は、膝の関節運動機能評価装置１の測
定態様を示したものである。測定に際して、被験者の下
腿部を椅子１２から突き出した形で被験者を椅子１２に
着座させ、被験者の下腿部に、膝関節軸Ａの中心を基端
とし、下腿部の中心線方向に細長い木製平板でなる加速
度計取付体１３を取着する。
定態様を示したものである。測定に際して、被験者の下
腿部を椅子１２から突き出した形で被験者を椅子１２に
着座させ、被験者の下腿部に、膝関節軸Ａの中心を基端
とし、下腿部の中心線方向に細長い木製平板でなる加速
度計取付体１３を取着する。
【００２２】先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂ
を、該加速度計４ａ・４ｂの加速度の検出方向が下腿部
の中心線に対して直角となる方向に、前記加速度計取付
体１３に一定の間隔で取着する。
を、該加速度計４ａ・４ｂの加速度の検出方向が下腿部
の中心線に対して直角となる方向に、前記加速度計取付
体１３に一定の間隔で取着する。
【００２３】膝関節運動は、膝関節角度θ（図２におい
て、下腿を垂下状態になし、該下腿の中心線が椅子１２
の座部１４面に対して垂直方向になる時の角度をθ＝０
°とする）が約６０°となる位置まで下腿部を持ち上
げ、次に該下腿部を自由落下した後、誘発される。この
時、膝関節は、下腿部にかかる重力、主働筋と拮抗筋の
反射等による振り子運動状の減衰運動を呈する。
て、下腿を垂下状態になし、該下腿の中心線が椅子１２
の座部１４面に対して垂直方向になる時の角度をθ＝０
°とする）が約６０°となる位置まで下腿部を持ち上
げ、次に該下腿部を自由落下した後、誘発される。この
時、膝関節は、下腿部にかかる重力、主働筋と拮抗筋の
反射等による振り子運動状の減衰運動を呈する。
【００２４】この膝関節の減衰運動は、先装着加速度計
４ａ・元装着加速度計４ｂにより屈曲、伸展方向の加速
度変化として検出され、該加速度変化は加速度信号増幅
部５でそれぞれ増幅される。
４ａ・元装着加速度計４ｂにより屈曲、伸展方向の加速
度変化として検出され、該加速度変化は加速度信号増幅
部５でそれぞれ増幅される。
【００２５】加速度信号増幅部５の出力は、加速度デー
タとして評価値算出装置３の加速度データ取り込み部６
によりパソコン１７の主メモリに取り込まれる。加速度
データ演算処理部７で、先装着加速度計４ａ・元装着加
速度計４ｂに関わる取り込まれた２系統の加速度データ
は、互いに減算される。
タとして評価値算出装置３の加速度データ取り込み部６
によりパソコン１７の主メモリに取り込まれる。加速度
データ演算処理部７で、先装着加速度計４ａ・元装着加
速度計４ｂに関わる取り込まれた２系統の加速度データ
は、互いに減算される。
【００２６】即ち、先装着加速度計４ａの出力から元装
着加速度計４ｂの出力を減算することにより、先装着加
速度計４ａにかかる重力の影響、即ちｇｓｉｎθを取り
除き、実測関節角加速度として算出される。
着加速度計４ｂの出力を減算することにより、先装着加
速度計４ａにかかる重力の影響、即ちｇｓｉｎθを取り
除き、実測関節角加速度として算出される。
【００２７】図２において、膝関節軸の中心から先装着
加速度計４ａまでの距離をＬ１、元装着加速度計４ｂま
での距離をＬ２とすると、先装着加速度計４ａにより測
定される加速度α１は、α１＝Ｌ１ｄ２θ／ｄｔ２、元
装着加速度計４ｂにより測定される加速度α２は、α２
＝Ｌ２ｄ２θ／ｄｔ２となる。従って、先装着加速度計
４ａにかかる重力の影響を取り除いた先装着加速度計４
ａにより測定される実測関節角加速度αは、α＝α１−
α２＝（Ｌ１−Ｌ２）ｄ２θ／ｄｔ２となり、重力の影
響によるｇｓｉｎθが取り除かれた形となる。
加速度計４ａまでの距離をＬ１、元装着加速度計４ｂま
での距離をＬ２とすると、先装着加速度計４ａにより測
定される加速度α１は、α１＝Ｌ１ｄ２θ／ｄｔ２、元
装着加速度計４ｂにより測定される加速度α２は、α２
＝Ｌ２ｄ２θ／ｄｔ２となる。従って、先装着加速度計
４ａにかかる重力の影響を取り除いた先装着加速度計４
ａにより測定される実測関節角加速度αは、α＝α１−
α２＝（Ｌ１−Ｌ２）ｄ２θ／ｄｔ２となり、重力の影
響によるｇｓｉｎθが取り除かれた形となる。
【００２８】先装着加速度計４ａ及び元装着加速度計４
ｂにより測定された加速度変化の波形と、前記実測関節
角速度の波形とは、評価値算出装置３の加速度波形表示
部９により、ノート型パソコン１７のモニタ１９にそれ
ぞれ表示される。
ｂにより測定された加速度変化の波形と、前記実測関節
角速度の波形とは、評価値算出装置３の加速度波形表示
部９により、ノート型パソコン１７のモニタ１９にそれ
ぞれ表示される。
【００２９】図３（ａ）乃至（ｃ）に、被験者の、膝関
節の加速度の波形をそれぞれ示す。図３（ａ）は先装着
加速度計４ａにより測定された被験者の膝関節の加速度
波形であり、（ｂ）は元装着加速度計４ｂにより測定さ
れた被験者の膝関節の加速度波形であり、（ｃ）は先装
着加速度計４ａ及び元装着加速度計４ｂから得られた加
速度から重力の影響を取り除いた実測関節角加速度の波
形である。
節の加速度の波形をそれぞれ示す。図３（ａ）は先装着
加速度計４ａにより測定された被験者の膝関節の加速度
波形であり、（ｂ）は元装着加速度計４ｂにより測定さ
れた被験者の膝関節の加速度波形であり、（ｃ）は先装
着加速度計４ａ及び元装着加速度計４ｂから得られた加
速度から重力の影響を取り除いた実測関節角加速度の波
形である。
【００３０】尚、図３中、縦軸は加速度又は角加速度の
大きさとし、屈曲方向が正であり、横軸はいずれも被験
者の下腿部が自由落下を開始した時刻を原点とした時間
とする。
大きさとし、屈曲方向が正であり、横軸はいずれも被験
者の下腿部が自由落下を開始した時刻を原点とした時間
とする。
【００３１】同様にして先装着加速度計４ａに掛かる重
力を取り除いた正常者の、膝関節の実測関節角加速度の
波形を図４（ａ）に示す。図４（ｂ）は、それぞれ図４
（ａ）のデータを基に時間で一回積分することにより得
られた角速度の波形である。
力を取り除いた正常者の、膝関節の実測関節角加速度の
波形を図４（ａ）に示す。図４（ｂ）は、それぞれ図４
（ａ）のデータを基に時間で一回積分することにより得
られた角速度の波形である。
【００３２】ここで、被験者と正常者との膝関節の、実
測関節角加速度の波形の特徴について比較する。被験者
の、膝関節の実測関節角加速度の波形は、図３（ｃ）に
示すように、下腿部が自由落下した後反射が生じ、該反
射に係る筋収縮力により１サイクル目の運動が拘束さ
れ、角加速度の最初の谷が低下し、その後は正弦波状の
減衰振動となる。従って、図３（ｃ）において、下腿部
の自由落下から１つ目の山のピークまでの期間はほぼ
反射による強制振動期間であり、その後の期間は自由
振動期間とみることができる。
測関節角加速度の波形の特徴について比較する。被験者
の、膝関節の実測関節角加速度の波形は、図３（ｃ）に
示すように、下腿部が自由落下した後反射が生じ、該反
射に係る筋収縮力により１サイクル目の運動が拘束さ
れ、角加速度の最初の谷が低下し、その後は正弦波状の
減衰振動となる。従って、図３（ｃ）において、下腿部
の自由落下から１つ目の山のピークまでの期間はほぼ
反射による強制振動期間であり、その後の期間は自由
振動期間とみることができる。
【００３３】一方、正常者の、膝関節の実測関節角加速
度の波形は、図４（ａ）に示すように正弦波状の減衰振
動となり、反射による影響（＝強制振動期間）はほとん
ど検出されない。
度の波形は、図４（ａ）に示すように正弦波状の減衰振
動となり、反射による影響（＝強制振動期間）はほとん
ど検出されない。
【００３４】従って、被験者の、膝関節の実測関節角加
速度の波形から反射による影響を取り除くことにより模
擬的に被験者の、正常時の膝関節運動の角加速度を算出
できる。
速度の波形から反射による影響を取り除くことにより模
擬的に被験者の、正常時の膝関節運動の角加速度を算出
できる。
【００３５】評価値の算出に際して、関節運動シミュレ
ータ部８が、被験者の実測関節角加速度の波形（図３
（ｃ））に最も一致するようシミュレーションを実施
し、Ｐｒ値（反射に係るパラメータ）とＰｆ値（自由振
動に係るパラメータ）とを決定する。その後、Ｐｒ値を
正常時の関節運動の波形となる様に変更し、変更したＰ
ｒ値とＰｆ値とから、仮想的に被験者の、正常時の関節
運動の角加速度波形を算出する。
ータ部８が、被験者の実測関節角加速度の波形（図３
（ｃ））に最も一致するようシミュレーションを実施
し、Ｐｒ値（反射に係るパラメータ）とＰｆ値（自由振
動に係るパラメータ）とを決定する。その後、Ｐｒ値を
正常時の関節運動の波形となる様に変更し、変更したＰ
ｒ値とＰｆ値とから、仮想的に被験者の、正常時の関節
運動の角加速度波形を算出する。
【００３６】評価値算出部１０は、前記関節運動シミュ
レータ部８のシミュレーションで得た角加速度波形を、
時間で一回積分することにより、角速度の波形を算出す
る。
レータ部８のシミュレーションで得た角加速度波形を、
時間で一回積分することにより、角速度の波形を算出す
る。
【００３７】被験者の実測関節角加速度から得られた関
節角速度の波形の１サイクル目の所要時間をＴ１、関節
運動シミュレータ部８から得た仮想的な正常時の関節運
動の角速度波形の１サイクル目の所要時間をT０とする
（図５参照）。一般に、所要時間T１は、痙縮が亢進す
る程短縮する。
節角速度の波形の１サイクル目の所要時間をＴ１、関節
運動シミュレータ部８から得た仮想的な正常時の関節運
動の角速度波形の１サイクル目の所要時間をT０とする
（図５参照）。一般に、所要時間T１は、痙縮が亢進す
る程短縮する。
【００３８】サイクル所要時間Ｔ１は、被験者の個人差
による影響が大きく、このままでは、痙縮が膝関節の運
動に及ぼす影響を定量的に評価することはできないの
で、図５に示すように、実測の所要時間Ｔ１が正常時の
所要時間Ｔ０に対して短縮された割合（＝Ｔ１／Ｔ０）
を評価値とし、痙縮が及ぼす膝関節の運動機能を定量的
に評価する。
による影響が大きく、このままでは、痙縮が膝関節の運
動に及ぼす影響を定量的に評価することはできないの
で、図５に示すように、実測の所要時間Ｔ１が正常時の
所要時間Ｔ０に対して短縮された割合（＝Ｔ１／Ｔ０）
を評価値とし、痙縮が及ぼす膝関節の運動機能を定量的
に評価する。
【００３９】尚、足関節に本発明を適用する場合は、前
述した下腿部持ち上げ自由落下させる代わりに、足関節
のモーターポイントに最初に電気刺激を与え、その直後
に誘発される足の自由振動を検出する。
述した下腿部持ち上げ自由落下させる代わりに、足関節
のモーターポイントに最初に電気刺激を与え、その直後
に誘発される足の自由振動を検出する。
【００４０】本発明は、加速度信号入力装置２と評価値
算出装置３とから構成され、評価値算出部１０は痙縮度
合いを定量的に表示するものであり、被験者の人体所定
部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人体所定部に
電気刺激を与え自由振動させる（例えば、下腿部を持ち
上げ自由落下させる）だけで、加速度信号入力装置２に
よる関節運動の測定から、評価値算出装置３による評価
値算出までの一連の処理を自動的にしたものであるか
ら、測定の為の操作が簡略化でき、好都合である。
算出装置３とから構成され、評価値算出部１０は痙縮度
合いを定量的に表示するものであり、被験者の人体所定
部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人体所定部に
電気刺激を与え自由振動させる（例えば、下腿部を持ち
上げ自由落下させる）だけで、加速度信号入力装置２に
よる関節運動の測定から、評価値算出装置３による評価
値算出までの一連の処理を自動的にしたものであるか
ら、測定の為の操作が簡略化でき、好都合である。
【００４１】本発明に係る加速度センサー部４は、被験
者の上肢、又は下腿、又は足に一定間隔で装着される２
つの先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂからなる
ものであり、上肢、又は下腿、又は足の所望の部位に対
して、容易に前記先装着加速度計４ａ・元装着加速度計
４ｂを装着して当該部位（上肢、又は下腿、又は足）の
関節の運動機能評価ができ、好都合である。
者の上肢、又は下腿、又は足に一定間隔で装着される２
つの先装着加速度計４ａ・元装着加速度計４ｂからなる
ものであり、上肢、又は下腿、又は足の所望の部位に対
して、容易に前記先装着加速度計４ａ・元装着加速度計
４ｂを装着して当該部位（上肢、又は下腿、又は足）の
関節の運動機能評価ができ、好都合である。
【００４２】本発明は、被験者の人体所定部に加速度セ
ンサー部４を装着し、人体所定部を持ち上げ自由落下さ
せ、又は、最初に人体所定部に電気刺激を与え自由振動
させ、評価値算出部１０が、実測関節角加速度に係る最
初のサイクル所要時間Ｔ１と、関節運動シミュレータ部
８により得る被験者の、正常時の関節運動の角加速度
（算出角速度）に係る最初のサイクル所要時間Ｔ０の比
をもって関節運動機能を評価する方法である。
ンサー部４を装着し、人体所定部を持ち上げ自由落下さ
せ、又は、最初に人体所定部に電気刺激を与え自由振動
させ、評価値算出部１０が、実測関節角加速度に係る最
初のサイクル所要時間Ｔ１と、関節運動シミュレータ部
８により得る被験者の、正常時の関節運動の角加速度
（算出角速度）に係る最初のサイクル所要時間Ｔ０の比
をもって関節運動機能を評価する方法である。
【００４３】即ち、実測により得られた関節運動の最初
のサイクル所要時間Ｔ１は、個人差による影響が大き
く、該値だけでは痙縮が人体所定部の関節運動に及ぼす
影響を定量的に評価することはできないので、「実測に
より得られた関節運動」の最初のサイクル所要時間Ｔ１
を、関節運動シミュレータ部８により「模擬的に算出さ
れた正常時の関節運動」の最初のサイクル所要時間Ｔ０
により基準化し、即ちＴ０に対するＴ１の割合（＝Ｔ１
／Ｔ０）を人体所定部の関節運動機能の評価値とし、該
評価値により痙縮が人体所定部の関節運動に及ぼす影響
を定量化するものであるから、個人差による影響を小さ
くし、痙縮が関節運動にどの程度影響を及ぼしているか
を定量的に評価でき、好都合である。
のサイクル所要時間Ｔ１は、個人差による影響が大き
く、該値だけでは痙縮が人体所定部の関節運動に及ぼす
影響を定量的に評価することはできないので、「実測に
より得られた関節運動」の最初のサイクル所要時間Ｔ１
を、関節運動シミュレータ部８により「模擬的に算出さ
れた正常時の関節運動」の最初のサイクル所要時間Ｔ０
により基準化し、即ちＴ０に対するＴ１の割合（＝Ｔ１
／Ｔ０）を人体所定部の関節運動機能の評価値とし、該
評価値により痙縮が人体所定部の関節運動に及ぼす影響
を定量化するものであるから、個人差による影響を小さ
くし、痙縮が関節運動にどの程度影響を及ぼしているか
を定量的に評価でき、好都合である。
【００４４】本発明は、被験者の人体所定部に先装着加
速度計４ａ・元装着加速度計４ｂを一定間隔で装着し、
該人体所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人
体所定部に電気刺激を与え自由振動させ、前記先装着加
速度計４ａ・元装着加速度計４ｂにより同時測定された
２系統の人体所定部の関節角加速度データに含まれる重
力加速度成分を除去して実測関節角加速度を算出するも
のであるから、測定対象について誤差を排して正確に測
定でき、好都合である。
速度計４ａ・元装着加速度計４ｂを一定間隔で装着し、
該人体所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、最初に人
体所定部に電気刺激を与え自由振動させ、前記先装着加
速度計４ａ・元装着加速度計４ｂにより同時測定された
２系統の人体所定部の関節角加速度データに含まれる重
力加速度成分を除去して実測関節角加速度を算出するも
のであるから、測定対象について誤差を排して正確に測
定でき、好都合である。
【図１】本発明の実施例の構成を示すブロック図であ
る。
る。
【図２】本発明の実施例を示した図である。
【図３】本発明の実施例で測定した被験者の膝関節の加
速度波形を示した図である。
速度波形を示した図である。
【図４】本発明の実施例で測定した正常者の膝関節の加
速度波形を示した図である。
速度波形を示した図である。
【図５】本発明の実施例の実測関節角速度波形と関節運
動シミュレータ部により模擬的に算出された角速度波形
とを示した図である。
動シミュレータ部により模擬的に算出された角速度波形
とを示した図である。
１ 関節運動機能評価装置
２ 加速度信号入力装置
３ 評価値算出装置
４ 加速度センサー部
４ａ 先装着加速度計
４ｂ 元装着加速度計
５ 加速度信号増幅部
６ 加速度データ取り込み部
７ 加速度データ演算処理部
８ 関節運動シミュレータ部
１０ 評価値算出部
１１ 評価値出力部
Claims (4)
- 【請求項１】 加速度信号入力装置（２）と評価値算出
装置（３）とから構成され、該加速度信号入力装置
（２）は、人体所定部を持ち上げ自由落下させ、又は、
最初に電気刺激を与え自由振動させることにより、該人
体所定部の関節角加速度を測定する加速度センサー部
（４）と、該加速度センサー部（４）の信号電圧を増幅
する加速度信号増幅部（５）とからなり、前記評価値算
出装置（３）は、前記加速度信号増幅部（５）で増幅さ
れた関節加速度を取り込む加速度データ取り込み部
（６）と、該加速度データ取り込み部（６）により取り
込まれた関節加速度データをもとに、実測関節角加速度
を算出する加速度データ演算処理部（７）と、実測関節
角加速度を利用して模擬的に正常時の関節運動の角加速
度を算出する関節運動シミュレータ部（８）と、前記実
測関節角加速度及び模擬的に算出された正常時の関節運
動の角加速度とから関節運動機能の評価値を算出する評
価値算出部（１０）と、該評価値算出部（１０）で算出
された情報を出力する評価値出力部（１１）とから構成
され、前記評価値算出部（１０）は、痙縮の度合いを定
量的に表示することを特徴とする関節運動機能評価装
置。 - 【請求項２】 加速度センサー部（４）は、被験者の上
肢、又は下腿、又は足に一定間隔で装着される２つの加
速度計（４ａ）、（４ｂ）からなり、該加速度計（４
ａ）、（４ｂ）は、肩関節、又は膝関節、又は足首関節
の角加速度を検出することを特徴とする請求項１記載の
関節運動機能評価装置。 - 【請求項３】 被験者の人体所定部に加速度センサ部
（４）を装着し、人体所定部を持ち上げ自由落下させ、
又は、最初に人体所定部に電気刺激を与え自由振動さ
せ、前記加速度センサ部（４）により測定された人体所
定部の関節角加速度をそれぞれ加速度信号増幅部（５）
で増幅し、加速度データ取り込み部（６）により評価値
算出装置（３）に取り込み、評価値算出装置（３）の加
速度データ演算処理部（７）で、人体所定部の関節運動
時の実測関節角加速度を算出し、関節運動シミュレータ
部（８）は、前記実測関節角加速度から得られる正弦波
状の波形に最も一致する波形が得られるようシミュレー
ションを実施し、反射に関わる諸パラメータ値と自由振
動に関わる諸パラメータ値とを決定し、前記反射に関わ
る諸パラメータ値を正常時の関節運動の諸パラメータ値
に適宜変更し、該正常時の関節運動の諸パラメータ値と
前記自由振動に関わる諸パラメータ値とから、模擬的に
被験者の正常時の関節運動の角加速度を算出し、評価値
算出部（１０）は、前記実測関節角加速度から実測関節
角速度を算出し、該実測関節角速度を経時的にプロット
し、得られた正弦波状の波形の最初のサイクル所要時間
Ｔ１と、前記模擬的な被験者の正常時の関節運動の角加
速度から角速度を算出し、算出した該角速度を用いて経
時的にプロットし、得られた正弦波状の波形の最初のサ
イクル所要時間Ｔ０とから、Ｔ０に対するＴ１の割合を
算出し、該算出値をもって痙縮を定量的に評価すること
を特徴とする関節運動機能の評価方法。 - 【請求項４】 被験者の人体所定部に加速度計（４
ａ）、（４ｂ）を一定間隔で装着し、該人体所定部を持
ち上げ自由落下させ、又は、最初に人体所定部に電気刺
激を与え自由振動させ、前記加速度計（４ａ）、（４
ｂ）により同時測定された２系統の人体所定部の関節角
加速度をそれぞれ加速度信号増幅部（５）で増幅し、加
速度データ取り込み部（６）により評価値算出装置
（３）に取り込み、評価値算出装置（３）の加速度デー
タ演算処理部（７）で、取り込まれた２系統の関節角加
速度データに基づいて、該関節角加速度データに含まれ
る重力加速度の成分を除去し、人体所定部の関節運動時
の実測関節角加速度を算出することを特徴とする請求項
３記載の関節運動機能の評価方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002128475A JP2003319920A (ja) | 2002-04-30 | 2002-04-30 | 関節運動機能評価装置及び評価方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002128475A JP2003319920A (ja) | 2002-04-30 | 2002-04-30 | 関節運動機能評価装置及び評価方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003319920A true JP2003319920A (ja) | 2003-11-11 |
Family
ID=29542213
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002128475A Pending JP2003319920A (ja) | 2002-04-30 | 2002-04-30 | 関節運動機能評価装置及び評価方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003319920A (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100623907B1 (ko) | 2004-05-11 | 2006-09-18 | 싸이버정보통신 주식회사 | 어깨운동 물리치료 장치 |
| JP2011525394A (ja) * | 2008-06-27 | 2011-09-22 | ボルト ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | 膝関節の安定度を測定する装置 |
| JP2012183294A (ja) * | 2011-02-17 | 2012-09-27 | Yunimekku:Kk | 関節の衝撃緩衝組織劣化を診断する装置 |
| CN110301919A (zh) * | 2018-12-07 | 2019-10-08 | 南京医科大学 | 一种使用磁定位技术的抽筋检测报警方法及其装置 |
| CN111374672A (zh) * | 2018-12-29 | 2020-07-07 | 西安思博探声生物科技有限公司 | 智能护膝及膝关节损伤预警方法 |
| CN111950383A (zh) * | 2020-07-21 | 2020-11-17 | 燕山大学 | 一种基于关节角度的节律运动协同分析方法 |
| KR102315206B1 (ko) | 2021-05-10 | 2021-10-19 | 김병훈 | 거골하 관절 회전축 측정 장치 |
| KR102328905B1 (ko) | 2021-05-10 | 2021-11-18 | 김병훈 | 발목 재활 시스템 |
-
2002
- 2002-04-30 JP JP2002128475A patent/JP2003319920A/ja active Pending
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100623907B1 (ko) | 2004-05-11 | 2006-09-18 | 싸이버정보통신 주식회사 | 어깨운동 물리치료 장치 |
| JP2011525394A (ja) * | 2008-06-27 | 2011-09-22 | ボルト ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | 膝関節の安定度を測定する装置 |
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| CN110301919A (zh) * | 2018-12-07 | 2019-10-08 | 南京医科大学 | 一种使用磁定位技术的抽筋检测报警方法及其装置 |
| CN110301919B (zh) * | 2018-12-07 | 2024-02-23 | 南京医科大学 | 一种使用磁定位技术的抽筋检测报警方法及其装置 |
| CN111374672A (zh) * | 2018-12-29 | 2020-07-07 | 西安思博探声生物科技有限公司 | 智能护膝及膝关节损伤预警方法 |
| CN111374672B (zh) * | 2018-12-29 | 2024-01-19 | 西安思博探声生物科技有限公司 | 智能护膝及膝关节损伤预警方法 |
| CN111950383A (zh) * | 2020-07-21 | 2020-11-17 | 燕山大学 | 一种基于关节角度的节律运动协同分析方法 |
| CN111950383B (zh) * | 2020-07-21 | 2023-12-15 | 燕山大学 | 一种基于关节角度的节律运动协同分析方法 |
| KR102315206B1 (ko) | 2021-05-10 | 2021-10-19 | 김병훈 | 거골하 관절 회전축 측정 장치 |
| KR102328905B1 (ko) | 2021-05-10 | 2021-11-18 | 김병훈 | 발목 재활 시스템 |
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