JP2015217053A - Movement measuring apparatus and movement measuring method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、角速度センサと加速度センサを使用して下肢の動作角度を測定する運動測定装置および前記運動測定装置を使用して下肢の歩行動作を測定する運動測定方法に関する。 The present invention relates to a motion measurement device that measures an operation angle of a lower limb using an angular velocity sensor and an acceleration sensor, and a motion measurement method that measures a walking motion of the lower limb using the motion measurement device.
特許文献１に、歩行特性評価システムに関する発明が記載されている。この歩行特性評価システムは、人間の歩行特性、特に歩行が困難な患者などにおける三次元歩行特性を無拘束で長時間測定し、病状や治療効果の診断に利用する情報を得るというものである。 Patent Document 1 describes an invention related to a walking characteristic evaluation system. This walking characteristic evaluation system measures human walking characteristics, particularly three-dimensional walking characteristics in patients who are difficult to walk for a long time without restriction, and obtains information to be used for diagnosis of medical conditions and therapeutic effects.
この歩行特性評価システムは、複数の身体装着型センサと携帯型データ記録器と解析装置とから構成されている。身体装着型センサによって、足の加速度と角速度が測定される。 This walking characteristic evaluation system includes a plurality of body-mounted sensors, a portable data recorder, and an analysis device. The body acceleration sensor measures the acceleration and angular velocity of the foot.
加速度と角速度の測定データは解析装置で演算される。この演算は、角速度波形から一歩分の遊脚状態が探索される。遊脚状態が探索されると、足の姿勢・フレームマトリクスが計算される。この計算は、加速度として検出された重力加速度を利用して行われる。さらに、遊脚開始後の測定角速度からサンプリング周期中のフレームマトリクスの回転量が求められ、測定加速度の座標変換および積分が行われる。 Measurement data of acceleration and angular velocity is calculated by an analysis device. In this calculation, the free leg state for one step is searched from the angular velocity waveform. When the free leg state is searched, the foot posture / frame matrix is calculated. This calculation is performed using the gravitational acceleration detected as the acceleration. Further, the rotation amount of the frame matrix during the sampling period is obtained from the measured angular velocity after the start of the free leg, and the coordinate conversion and integration of the measured acceleration are performed.
加速度の座標変換と積分が行われた後に、遊脚終了時とその後の立脚時のフレームマトリクスが一致するように、遊脚時のフレームマトリクスが修正される。 After the coordinate conversion and integration of acceleration are performed, the frame matrix at the time of the free leg is corrected so that the frame matrix at the end of the free leg and the frame at the time of the subsequent standing match.
特許文献１に記載された歩行測定評価システムは、加速度データと角速度データとが、それぞれオイラー角の測定情報として得られ、オイラー角の測定情報を用いて、フレームマトリクス手法で足の姿勢を算出している。フレームマトリクス手法は、３軸の加速度成分から３次元加速度行列を求め、３軸の角速度成分から３次元加速度行列の回転量が算出される。 In the walking measurement evaluation system described in Patent Document 1, acceleration data and angular velocity data are obtained as Euler angle measurement information, respectively, and the posture of the foot is calculated by a frame matrix method using the Euler angle measurement information. ing. In the frame matrix method, a three-dimensional acceleration matrix is obtained from three-axis acceleration components, and the rotation amount of the three-dimensional acceleration matrix is calculated from three-axis angular velocity components.
この計算手法では、固有ベクトル（固有関数）が複数存在するために、物理量の算出の際に縮退が発生するため、演算に時間を要することになり、また３次元の歩行事象などを算出する際に誤差が大きくなる欠点がある。 In this calculation method, since there are a plurality of eigenvectors (eigenfunctions), degeneration occurs in the calculation of the physical quantity, so that it takes time for the calculation, and when calculating a three-dimensional walking event, etc. There is a drawback that the error becomes large.
本発明は上記従来の課題を解決するものであり、歩行事象を迅速な演算で最小の誤差の基で算出できるようにした運動測定装置を提供することを目的としている。 The present invention solves the above-described conventional problems, and an object of the present invention is to provide a motion measurement device that can calculate a walking event based on a minimum error by a quick calculation.
また本発明は、前記運動測定装置を使用して、歩行動作を測定して評価できる歩行補助方法を提供することを目的としている。 It is another object of the present invention to provide a walking assistance method that can measure and evaluate walking motion using the motion measuring device.
本発明は、三次元動作部に設置される角速度センサならびに加速度センサを有する運動測定装置において、
前記角速度センサは互いに直交する３軸方向の角速度成分を検知し、前記加速度センサは互いに直交する３軸方向の加速度成分を検知するものであり、
前記角速度成分の検知信号と、前記加速度成分の検知信号と、が与えられる演算部が設けられ、
前記演算部は、３軸方向の前記角速度成分をクオータニオンに変換するステップならびに３軸方向の前記加速度成分をクオータニオンに変換するステップと、加速度成分から変換された前記クオータニオンを観測値とし、角速度成分から変換された前記クオータニオンを、カルマンフィルタを適用して補正するステップ、とを有することを特徴とするものである。
The present invention relates to a motion measuring apparatus having an angular velocity sensor and an acceleration sensor installed in a three-dimensional motion unit.
The angular velocity sensor detects angular velocity components in three axial directions orthogonal to each other, and the acceleration sensor detects acceleration components in three axial directions orthogonal to each other,
A calculation unit is provided to which the angular velocity component detection signal and the acceleration component detection signal are provided,
The computing unit converts the angular velocity component in the three-axis direction into a quaternion, converts the acceleration component in the three-axis direction into a quaternion, and uses the quaternion converted from the acceleration component as an observation value. And correcting the converted quarteranion by applying a Kalman filter.
本発明の運動測定装置は、３軸方向の角速度成分と３軸方向の加速度成分からクオータニオン（４元数）が算出される。角速度成分からクオータニオンを算出するステップに時間積分が含まれるため、この積分の際に角速度センサのオフセットドリフトによるノイズが累積しその累積値が誤差となって現れる。そこで、加速度成分から算出されたクオータニオンを観測値として利用し、カルマンフィルタで前記誤差を補正することで、３次元的な角度を、少ない誤差で求めることができる。クオータニオンを使用した演算は、基本的に縮退による処理時間の遅延が起きないために、また演算に多くの条件を代入する必要がないため、演算速度を迅速化できる。 In the motion measuring apparatus of the present invention, a quaternion (quaternary number) is calculated from the angular velocity component in the triaxial direction and the acceleration component in the triaxial direction. Since the step of calculating the quarteranion from the angular velocity component includes time integration, noise due to the offset drift of the angular velocity sensor is accumulated during this integration, and the accumulated value appears as an error. Therefore, the three-dimensional angle can be obtained with a small error by using the quaternion calculated from the acceleration component as an observed value and correcting the error with a Kalman filter. The calculation using the quaternion basically does not cause a processing time delay due to degeneration, and it is not necessary to assign many conditions to the calculation, so that the calculation speed can be increased.
本発明の運動測定装置は、カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとを比較し、その比較値に基づいて、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させるステップとを有することが好ましい。 The motion measuring device of the present invention includes a step of comparing the quarteranion corrected by a Kalman filter with the quarteranion converted from an acceleration component, and changing a correction condition by the Kalman filter based on the comparison value. Is preferred.
例えば、前記比較値に基づいてカルマンゲインを決定する雑音比を変更することで、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させる。 For example, the correction condition by the Kalman filter is changed by changing the noise ratio for determining the Kalman gain based on the comparison value.
本発明は、前記カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとの差または比が大きくなるにしたがって、前記カルマンフィルタでは、加速度成分の依存度が小さくなるように補正されることが好ましい。 According to the present invention, as the difference or ratio between the quarteranion corrected by the Kalman filter and the quarteranion converted from an acceleration component increases, the Kalman filter corrects the dependency of the acceleration component to be reduced. It is preferable.
本発明は、３軸の加速度成分から重力加速度の方向を算出して、加速度センサが搭載されている可動部の姿勢を検知し、この検知出力のクオータニオンによって、角速度成分によるクオータニオンを補正している。しかし、足の動きによっては、加速度センサで比較的大きな運動加速度が検知されるため、可動部の姿勢検知精度が低下し、カルマンフィルタで補正された後のクオータニオンに含まれる誤差が大きくなる。そこで、カルマンフィルタで補正された後のクオータニオンと、加速度成分から求められたクオータニオンとを比較し、その差（またはその比）に応じて、カルマンフィルタでの補正係数を変え、運動加速度の影響が少なくなるようにカルマンゲインを変更できるようにしている。 In the present invention, the direction of gravitational acceleration is calculated from the three-axis acceleration components, the posture of the movable part on which the acceleration sensor is mounted is detected, and the quarteranion due to the angular velocity component is corrected by the quota output of this detection output. . However, since a relatively large motion acceleration is detected by the acceleration sensor depending on the movement of the foot, the posture detection accuracy of the movable part is lowered, and the error included in the quarteranion corrected by the Kalman filter is increased. Therefore, the quaternion corrected by the Kalman filter is compared with the quaternion obtained from the acceleration component, and the correction coefficient in the Kalman filter is changed according to the difference (or its ratio) to reduce the influence of motion acceleration. So that the Kalman gain can be changed.
本発明は、カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンから回転行列を求めるステップと、前記回転行列から前記可動部の動作角度を求めるステップと、を有するものである。 The present invention includes a step of obtaining a rotation matrix from the quarteranion corrected by a Kalman filter, and a step of obtaining an operating angle of the movable part from the rotation matrix.
本発明は、前記角速度センサと前記加速度センサが、少なくとも足部に設けられる。また、前記角速度センサと前記加速度センサが、足部と下腿部と大腿部に設けられる。さらに、人体の体幹部にも設けられることが好ましい。 In the present invention, the angular velocity sensor and the acceleration sensor are provided at least on the foot. Further, the angular velocity sensor and the acceleration sensor are provided on the foot, the lower leg, and the thigh. Further, it is preferably provided also on the trunk of the human body.
次に、本発明の運動測定方法は、前記運動測定装置を用いて、人の歩行動作を測定することを特徴とするものである。 Next, the motion measuring method of the present invention is characterized by measuring a person's walking motion using the motion measuring device.
上記運動測定方法では、下肢運動機能障害者の下肢に電気刺激を与えたときの歩行動作を測定することができる。 In the above motion measurement method, it is possible to measure the walking motion when an electrical stimulus is applied to the lower limb of a person with lower limb motor dysfunction.
さらに、健常者の歩行を測定し、下肢運動機能障害者の歩行と健常者の歩行と対比して、電気刺激を与える場所などを決定することが可能である。 Furthermore, it is possible to measure the walking of a healthy person and to determine the place where electrical stimulation is applied in comparison with the walking of a person with lower limb movement dysfunction and the walking of a healthy person.
前記運動測定装置では、下肢の歩行事象を精度よく測定できるので、この測定結果を利用して、下肢運動機能障害者に対して電気刺激を適正に与えることができる。 Since the movement measuring device can accurately measure the walking event of the lower limbs, the measurement result can be used to appropriately apply the electrical stimulation to the person with lower limb motor dysfunction.
なお、前額面で見たときの下肢運動機能障害者の足部の反りが健常者よりも大きいときには、総緋骨神経に電気刺激を与えることで、前記反りを低減させた歩行を実現できるようになる。 In addition, when the warp of the leg of the lower limb motor dysfunction person when viewed from the front face is larger than that of a healthy person, it is possible to realize walking with reduced warping by applying electrical stimulation to the common peroneal nerve. become.
本発明の運動測定装置は、３軸方向の角速度成分と３軸方向の加速度成分をクオータニオン（４元数）に変換する。角速度成分をクオータニオンに変換する際の積分により、角速度センサのオフセットドリフトが累積されて誤差となって現れるが、加速度成分を変換したクオータニオンを観測値として利用し、カルマンフィルタを適用して角速度成分に基づくクオータニオンを補正することで、歩行時の下肢の動作角度などを迅速な演算で精度良く求めることができる。 The motion measuring device of the present invention converts the angular velocity component in the three-axis direction and the acceleration component in the three-axis direction into a quaternion (quaternion). The offset drift of the angular velocity sensor is accumulated due to the integration when converting the angular velocity component to the quota anion, and appears as an error. By correcting the quaternion, the movement angle of the lower limb during walking can be obtained with high accuracy by a quick calculation.
また、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンと、加速度成分から得られたクオータニオンの比較に基づいて、カルマンフィルタによる補正条件を変えることで、加速度センサで重力加速度以外の運動加速度が検知されることによる補正誤差の増大を抑制できるようになる。 In addition, by changing the correction conditions based on the Kalman filter based on a comparison between the Quartanion corrected by the Kalman filter and the Quartanion obtained from the acceleration component, correction errors caused by motion acceleration other than gravitational acceleration being detected by the acceleration sensor The increase can be suppressed.
本発明の運動測定装置を使用した運動測定方法では、下肢の動作を精度良く測定できるので、例えば、電気刺激を与えている下肢運動機能障害者と健常者の歩行とを正確に対比できるようになる。本明細書での下肢運動機能障害者とは、下肢脳卒中片麻痺患者などの下肢麻痺患者や、麻痺以外の要因による下肢障碍者などを含む概念である。 In the motion measurement method using the motion measurement device of the present invention, the movement of the lower limbs can be measured with high accuracy. Become. The person with lower limb motor dysfunction in the present specification is a concept including a patient with lower limb paralysis such as a hemiplegic patient with lower limb stroke, a person with lower limb disorder due to factors other than paralysis, and the like.
（運動測定装置）
本発明の実施の形態の運動測定装置１０は、三次元動作部の動作角度を測定するものである。以下の実施の形態では、三次元動作部が歩行動作部であり、運動測定装置１０によって、歩行動作部の動作角度が測定される。
(Motion measurement device)
The motion measuring apparatus 10 according to the embodiment of the present invention measures an operating angle of a three-dimensional operating unit. In the following embodiments, the three-dimensional motion unit is a walking motion unit, and the motion measurement device 10 measures the motion angle of the walking motion unit.
図２Ａ，図２Ｂには、歩行中の人体１が模式的に示されている。運動測定装置１０によって、人体１の腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５の動作角度が測定される。腰部２に慣性センサＳｂが固定される。大腿部３に慣性センサＳｔが、下腿部４に慣性センサＳｓが固定され、足部５に慣性センサＳｆが固定される。 2A and 2B schematically show the human body 1 during walking. The motion measuring device 10 measures the operating angles of the lower back (trunk) 2, thigh 3, lower leg 4, and foot 5 of the human body 1. An inertial sensor Sb is fixed to the waist 2. An inertial sensor St is fixed to the thigh 3, an inertial sensor Ss is fixed to the crus 4, and an inertial sensor Sf is fixed to the foot 5.
図２Ａは、各慣性センサを、腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５の側部に取付けた例を示し、図２Ｂは、腰部（体幹部）２の背部と、大腿部３と下腿部４ならびに足部５の前部に取付けた例を示している。図２Ａ，Ｂは各慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆの取付け位置を例示したものであり、腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５において、その運動を的確に検出できる位置であれば、各慣性センサをそれぞれの部位のどの位置に取付けてもよい。 FIG. 2A shows an example in which each inertial sensor is attached to the side of the waist (trunk) 2, the thigh 3, the crus 4, and the foot 5, and FIG. 2B shows the waist (trunk) 2. The example which attached to the front part of the back part, the thigh part 3, the leg part 4, and the foot part 5 is shown. 2A and 2B exemplify the attachment positions of the inertial sensors Sb, St, Ss, and Sf. The movements of the waist part (trunk part) 2, the thigh part 3, the crus part 4, and the foot part 5 are illustrated. Each inertial sensor may be attached to any position of each part as long as it can be accurately detected.
本発明の実施の形態の運動測定装置１０は、前記慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆと前記演算部１１とで構成されている。各慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆからの検知出力は演算部１１に与えられる。演算部１１はＣＰＵとメモリとから構成されている。演算部１１は、人体１に装着されるものであってもよいし、人体１から離れた位置にあって、慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆの検知出力が有線または無線で伝達されるものであってもよい。 A motion measuring apparatus 10 according to an embodiment of the present invention includes the inertial sensors Sb, St, Ss, Sf and the calculation unit 11. Detection outputs from the inertial sensors Sb, St, Ss, and Sf are given to the calculation unit 11. The calculation unit 11 includes a CPU and a memory. The calculation unit 11 may be attached to the human body 1 or may be located away from the human body 1 and the detection outputs of the inertial sensors Sb, St, Ss, Sf may be transmitted by wire or wirelessly. It may be.
図１は、運動測定装置１０の処理ステップを示すブロック図である。
慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆのそれぞれは、角速度センサ１２と加速度センサ１３とから構成されている。図１のブロック図には、複数の慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆのうちの１つの慣性センサを構成する角速度センサ１２と加速度センサ１３とがブロックで示されている。
FIG. 1 is a block diagram showing processing steps of the motion measuring apparatus 10.
Each of the inertial sensors Sb, St, Ss, and Sf includes an angular velocity sensor 12 and an acceleration sensor 13. In the block diagram of FIG. 1, the angular velocity sensor 12 and the acceleration sensor 13 constituting one inertia sensor among the plurality of inertia sensors Sb, St, Ss, Sf are shown in blocks.
角速度センサ１２と加速度センサ１３の検知出力が演算部１１に与えられ、演算部１１では、図１に示すステップ１（ＳＴ１）からステップ７（ＳＴ７）に示す演算処理が行われる。この演算処理により、図２Ａ，図２Ｂに示す各基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度が算出される。ｅＢは腰部（体幹部）の基本ベクトル、ｅＴは大腿部の基本ベクトル、ｅＳは下腿部の基本ベクトル、ｅＦは足部の基本ベクトルである。 The detection outputs of the angular velocity sensor 12 and the acceleration sensor 13 are given to the calculation unit 11, and the calculation unit 11 performs calculation processing shown in step 1 (ST1) to step 7 (ST7) shown in FIG. By this calculation process, the operation angles of the basic vectors e B , e T , e S , and e F shown in FIGS. 2A and 2B are calculated. e B is a basic vector of the lower back (trunk), e T is a basic vector of the thigh, e S is a basic vector of the lower leg, and e F is a basic vector of the foot.
角速度センサ１２は、例えば振動型ジャイロスコープであり、コリオリ力を利用して角速度が検知される。角速度センサ１２では、互いに直交する３軸方向（３軸回り）の角速度成分が検知される。加速度センサ１３は、例えば質量が可撓性の支持部に支持されており、加速度による質量の変位が支持部の撓み量として圧電素子などで検知されるものであり、互いに直交する３軸方向の加速度成分が検知される。 The angular velocity sensor 12 is, for example, a vibration gyroscope, and the angular velocity is detected using Coriolis force. The angular velocity sensor 12 detects angular velocity components in three axial directions (around three axes) orthogonal to each other. The acceleration sensor 13 is, for example, supported by a support portion having a flexible mass, and a displacement of the mass due to acceleration is detected by a piezoelectric element or the like as a deflection amount of the support portion. An acceleration component is detected.
図１に示す演算部１１の演算処理のステップ１（ＳＴ１）では、角速度センサ１２で検知された３軸方向の角速度成分の全てに基づいてクオータニオン（４元数）が算出される。角速度成分からのクオータニオンｑの算出は、クオータニオンの時間変化を積分することで行われ、時間発展の式により求められる。角速度成分から求められるクオータニオンｑの状態式は、以下の数１で表される。 In step 1 (ST1) of the calculation process of the calculation unit 11 shown in FIG. 1, a quarteranion (quaternion) is calculated based on all the angular velocity components in the three axial directions detected by the angular velocity sensor 12. The calculation of the quarteranion q from the angular velocity component is performed by integrating the temporal change of the quarteranion, and is obtained by the time evolution formula. A state equation of the quarteranion q obtained from the angular velocity component is expressed by the following formula 1.
上記において、ωｘ、ωｙ、ωｚは、角速度センサ１２から得られた３軸の（３軸回りの）角速度成分である。角速度成分からクオータニオンｑを算出する際に、時間発展の式が積分になるため、角速度センサ１２のオフセットドリフトが累積されることになり、数１に示したクオータニオンｑには、累積した誤差ｗが含まれる。 In the above, ω x , ω y , and ω z are three-axis (around three axes) angular velocity components obtained from the angular velocity sensor 12. When calculating the quaternion q from the angular velocity component, the equation of time evolution becomes integral, so that the offset drift of the angular velocity sensor 12 is accumulated, and the accumulated error w is included in the quaternion q shown in Equation 1. included.
ＳＴ２では、３軸の加速度成分からクオータニオンｚを算出する。数２は、加速度センサ１３で重力の加速度を測定することで得られる回転量θを示し、数３はそのときの回転軸Ａを示している。ｇ０は、加速度センサ１３の初期姿勢として設定された加速度ベクトルであり、ｇは加速度センサ１３で測定されている加速度ベクトルである。 In ST2, the quota ann z is calculated from the three-axis acceleration components. Equation 2 represents the rotation amount θ obtained by measuring the acceleration of gravity by the acceleration sensor 13, and Equation 3 represents the rotation axis A at that time. g 0 is an acceleration vector set as an initial posture of the acceleration sensor 13, and g is an acceleration vector measured by the acceleration sensor 13.
前記数２と数３を基にして、加速度のクオータニオンｚが数４のように求められる。 Based on Equation 2 and Equation 3, the acceleration quota z is obtained as in Equation 4.
上記クオータニオンｚの観測式は、以下の数５に示す通りである。 The observation equation for the above-mentioned quaternion z is as shown in the following formula 5.
クオータニオンｚの観測式に含まれるｖは誤差である。加速度センサ１３で検知される加速度成分に、重力加速度成分のみならず運動加速度成分が含まれると、運動加速度成分によるノイズが前記誤差ｖに含まれる。 V included in the observation formula of the quota anion z is an error. If the acceleration component detected by the acceleration sensor 13 includes not only the gravitational acceleration component but also the motion acceleration component, noise due to the motion acceleration component is included in the error v.
なお、ＳＴ１とＳＴ２は、どちらが先に行われてもよいし、同時のステップとして処理されてもよい。 Note that either ST1 or ST2 may be performed first or may be processed as a simultaneous step.
前述のように角速度成分から算出されたクオータニオンｑには、時間発展の式を計算する際に、角速度センサ１２のノイズなどが積分過程で累積されて顕在化した誤差ｗが含まれる。そこで、角速度成分から算出されたクオータニオンｑにカルマンフィルタを適用し、このときに、加速度成分から算出したクオータニオンｚを観測値とすることで、誤差の修正が行われる。 As described above, the quaternion q calculated from the angular velocity component includes an error w that is manifested by accumulating noise of the angular velocity sensor 12 and the like in the integration process when calculating the time evolution formula. Therefore, the Kalman filter is applied to the quarteranion q calculated from the angular velocity component, and at this time, the error is corrected by using the quartzanion z calculated from the acceleration component as an observation value.
すなわち、図１に示すＳＴ３では、数１の状態式と数５の観測式の空間モデルから、カルマンフィルタにおいて以下の数６に示すように、予測値の補正が行なわれる。 That is, in ST3 shown in FIG. 1, the predicted value is corrected in the Kalman filter from the space model of Equation 1 and Equation 5 as shown in Equation 6 below.
数６におけるＫは、数１の状態式に対するカルマンゲイン、すなわち角速度成分から得られたクオータニオンｑの状態式に対するカルマンゲインを示している。カルマンフィルタでは、プロセス雑音と観測雑音（測定雑音）の雑音比によってカルマンゲインＫが決定される。前記雑音比が小さいほどカルマンゲインＫが大きくなり、雑音比が大きくなるとカルマンゲインＫが小さくなるように設定される。数６では、カルマンゲインＫが大きくなると加速度成分の依存度の高い信号が出力され、カルマンゲインＫが小さくなると、加速度成分の依存度の低い信号が出力される。 K in Equation 6 represents the Kalman gain for the state equation of Equation 1, that is, the Kalman gain for the state equation of the quarternion q obtained from the angular velocity component. In the Kalman filter, the Kalman gain K is determined by the noise ratio of process noise and observation noise (measurement noise). The Kalman gain K increases as the noise ratio decreases, and the Kalman gain K decreases as the noise ratio increases. In Equation 6, when the Kalman gain K is increased, a signal having a high dependency of the acceleration component is output, and when the Kalman gain K is decreased, a signal having a low dependency of the acceleration component is output.
次に、加速度センサ１３は、重力加速度の加速度ベクトルを検知して、加速度センサ１３が設置されている部位の姿勢を検知するものであるが、加速度センサ１３が装着されている可動部の運動速度が速いと、運動加速度成分が検知出力に占める比率が高くなり、数５に示す誤差ｖが大きくなる。そこで、ＳＴ４では、カルマンフィルタにより推定されたクオータニオン（図１では、ハット付きのｑで表現されている）と、加速度成分から得られたクオータニオンｚとが比較され、その差に応じて、カルマンフィルタにおける雑音比を変更できるようにしている。 Next, the acceleration sensor 13 detects the acceleration vector of the gravitational acceleration and detects the posture of the part where the acceleration sensor 13 is installed, but the motion speed of the movable part to which the acceleration sensor 13 is attached. Is fast, the ratio of the motion acceleration component to the detection output increases, and the error v shown in Equation 5 increases. Therefore, in ST4, the quaternion estimated by the Kalman filter (represented by q with a hat in FIG. 1) and the quaternion z obtained from the acceleration component are compared, and the noise in the Kalman filter is determined according to the difference. The ratio can be changed.
数７のｎが雑音比、ａ，ｂは定数である。ａ，ｂは実際の測定値から試行錯誤的に決められた数値である。ＳＴ４において、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンｑ（ハット付き）と加速度成分から得られたクオータニオンｚとの差が大きくなると、数７に示す雑音比ｎが大きくなるため、数６のカルマンゲインＫが小さくなり、カルマンフィルタでは、加速度成分の依存度が小さくなるようにクオータニオンが補正される。この補正により、運動加速度成分による誤差が測定値に及ぼす影響を低減させることができる。 In Expression 7, n is a noise ratio, and a and b are constants. a and b are numerical values determined by trial and error from actual measured values. In ST4, if the difference between the quaternion q (with a hat) corrected by the Kalman filter and the quaternion z obtained from the acceleration component becomes large, the noise ratio n shown in Equation 7 becomes large, so the Kalman gain K in Equation 6 becomes small. Thus, in the Kalman filter, the quarteranion is corrected so that the dependence of the acceleration component is reduced. By this correction, it is possible to reduce the influence of the error due to the motion acceleration component on the measurement value.
図１に示す演算部１１の演算処理のＳＴ５では、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンから回転行列を求める。図１に示すＳＴ１以下の演算は、全ての慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆからの出力に対して行われ、ＳＴ５で求められた回転行列を基にして、ＳＴ６でベクトルの回転が求められ、ＳＴ７において、図１に示す全ての基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度が求められる。 In ST5 of the calculation process of the calculation unit 11 shown in FIG. 1, a rotation matrix is obtained from the quaternion corrected by the Kalman filter. The calculation after ST1 shown in FIG. 1 is performed on the outputs from all the inertial sensors Sb, St, Ss, and Sf, and based on the rotation matrix obtained at ST5, the vector rotation is obtained at ST6. In ST7, the operation angles of all the basic vectors e B , e T , e S , and e F shown in FIG. 1 are obtained.
ＳＴ７での動作角度の算出は、回転行列を用いて、前記基本ベクトルを回転させ、回転後の基本ベクトルと回転前の基本ベクトルとを矢状面（ｙｚ面）と前額面（ｘｙ面）に射影し、その内積をとることで、基本ベクトルの動作角度が求められる。 In ST7, the operating angle is calculated by rotating the basic vector using a rotation matrix, and the rotated basic vector and the unrotated basic vector on the sagittal plane (yz plane) and the frontal plane (xy plane). By projecting and taking the inner product, the operating angle of the basic vector is obtained.
あるいは、回転行列により基本ベクトルを回転させ、それぞれの基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦを、図２Ａ，図２Ｂに示すグローバル座標ｘ−ｙ−ｚにおいて、ｘｙ面、ｙｚ面、ｚｘ面の３つの面に射影することで、下肢の各部分の動作角度（傾斜角度）が求められる。 Alternatively, the basic vectors are rotated by a rotation matrix, and the basic vectors e B , e T , e S , and e F are converted into the xy plane, the yz plane, and the global coordinates xyz shown in FIGS. 2A and 2B. By projecting on the three surfaces of the zx plane, the operating angle (tilt angle) of each part of the lower limb is obtained.
（歩行補助装置を使用した歩行補助方法）
図３ならびに図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃを参照して、前記運動測定装置１０を使用した運動測定方法の一例を説明する。
(Walking assistance method using walking assistance device)
With reference to FIG. 3 and FIGS. 4A, 4B, and 4C, an example of a motion measurement method using the motion measurement device 10 will be described.
図３は、下肢運動機能障害者である下肢麻痺患者（下肢脳卒中片麻痺患者）１名を被験者として、下肢に電気刺激を与えて歩行を補助する際の電気刺激印加のタイミングを検出する方法を示し、図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃには、電気刺激を与えないときの前記被験者の歩行と、電気刺激を与えたときの前記被験者の歩行と、健常者（電気刺激は与えない）の歩行とを、前記運動測定装置１０を使用して測定し比較した結果が示されている。この運動測定装置１０では、図２Ｂに示すようにして、被験者と健常者の下肢に各慣性センサを取り付けた。 FIG. 3 shows a method of detecting the timing of applying electrical stimulation when assisting walking by applying electrical stimulation to the lower limbs, taking one lower limb paralysis patient (lower limb stroke hemiplegic patient) who is a lower limb motor functional disorder person as a subject. 4A, 4B, and 4C show the walking of the subject when no electrical stimulation is applied, the walking of the subject when the electrical stimulation is applied, and the walking of a healthy person (no electrical stimulation is applied). The results of measurement and comparison using the motion measurement apparatus 10 are shown. In this motion measuring apparatus 10, as shown in FIG. 2B, each inertial sensor was attached to the lower limbs of the subject and the healthy person.
下肢麻痺患者の被験者に対し、前脛骨筋（ＴＡ）への電気刺激、総腓骨神経（ＣＰＮ）への電気刺激、前脛骨筋（ＴＡ）と総腓骨神経（ＣＰＮ）の双方への電気刺激を与えて歩行を補助する実験を試みた。電気刺激は、前記各部に表面電極を貼り、３００μｓのパルス幅で２０Ｈｚで与えた。 Electrical stimulation to the anterior tibial muscle (TA), electrical stimulation to the common peroneal nerve (CPN), electrical stimulation to both the anterior tibial muscle (TA) and the common peroneal nerve (CPN) I tried to give an experiment to assist walking. Electrical stimulation was applied at 20 Hz with a pulse width of 300 μs by attaching a surface electrode to each part.
図３は、足部５に設置された慣性センサＳｆの検知出力のうちの矢状面（ｙｚ面）の角速度成分をサンプリング周期１００Ｈｚで計測した結果を示している。 FIG. 3 shows a result of measuring the angular velocity component of the sagittal plane (yz plane) in the detection output of the inertial sensor Sf installed on the foot 5 at a sampling period of 100 Hz.
図３の線図においてＦＦは足底接地である。ＦＦから角速度が正に変化し始めるときを踵離地（ＨＯ）とし、その後に角速度が正から負へと変化するゼロクロス点を爪先離地（ＴＯ）とし、再び角速度が正に上昇し始めた点を踵接地（ＨＣ）としている。そして、ＨＣから角速度が一度正になってから下がった時点をＦＦとしている。一定時間で角速度の変化がなくＦＦが継続しているときは、静止状態と判断して電気刺激を与えず、その後のＨＯから歩行が開始された後に、ＨＯからＦＦ開始までの期間で電気刺激を与えた。 In the diagram of FIG. 3, FF is a sole grounding. When the angular velocity starts to change positively from the FF, it is assumed that the ground is off (HO), and then the zero crossing point where the angular velocity changes from positive to negative is taken as the toe-off (TO), and the angular velocity starts to increase again. The point is 踵 grounding (HC). The time when the angular velocity has once decreased from HC and then decreased is defined as FF. When FF continues without any change in angular velocity for a certain period of time, it is determined to be stationary and no electrical stimulation is applied, and after the start of walking from HO, electrical stimulation is performed during the period from HO to FF start. Gave.
被験者が電気刺激を与えられて歩行しているときに、運動測定装置１０によって足部５に設定される基本ベクトルｅＦの動作角度を算出し、ｘｙ平面、ｙｚ平面、ｚｘ面に射影した結果が、図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃに示されている。 When the test subject is walking with electrical stimulation, the motion angle of the basic vector e F set on the foot 5 is calculated by the motion measuring device 10, and the result is projected onto the xy, yz, and zx planes Is shown in FIGS. 4A, 4B, and 4C.
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃの各線図は、縦軸が足部の基本ベクトルｅＦの傾斜角度である。足部５の向きと縦軸の正負の符号との関係は以下の通りである。 Figures 4A, 4B, each line of FIG. 4C, the vertical axis represents the inclination angle of the basic vector e F of the foot. The relationship between the direction of the foot 5 and the sign of the vertical axis is as follows.
図４Ａは、プラス側が足部５の外反り方向の角度を示し、マイナス側が内反り方向の角度を示している。図４Ｂは、プラス側が足部５の背屈方向の角度を示し、マイナス側が底屈方向の角度を示している。図４Ｃは、プラス側が足部５の外転方向の角度を示し、マイナス側が内転方向の角度を示している。 In FIG. 4A, the plus side shows the angle in the outward direction of the foot 5, and the minus side shows the angle in the inward direction. In FIG. 4B, the plus side shows the angle in the dorsiflexion direction of the foot 5, and the minus side shows the angle in the bottom flexion direction. In FIG. 4C, the plus side shows the angle in the abduction direction of the foot 5, and the minus side shows the angle in the inversion direction.
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃの横軸は正規化した歩行周期を示している。図４の全図において、Ｎは下肢麻痺患者である被験者に対して電気刺激を与えていないときの歩行動作、ＴはＴＡ刺激での歩行動作、ＣはＣＰＮ刺激での歩行動作、ＢはＴＡとＣＰＮの双方へ刺激を与えたときの歩行動作である。 The horizontal axis of FIG. 4A, FIG. 4B, and FIG. 4C has shown the normalized walking period. In all the drawings in FIG. 4, N is a walking motion when electrical stimulation is not given to a subject who is a patient with lower limb paralysis, T is a walking motion with TA stimulation, C is a walking motion with CPN stimulation, and B is TA. This is a walking action when stimuli are applied to both the CPN and the CPN.
図４Ａ、図４Ｂ、図４ＣのＨＳは、健常者の歩行を前記運動測定装置１０で測定し、足部５に設定される基本ベクトルｅＦの角度変化を算出し、ｘｙ平面、ｙｚ平面、ｚｘ面に射影した結果である。 Figures 4A, 4B, HS in Figure 4C, the walking of a healthy person measured by the movement measuring apparatus 10 calculates the angular change of the basic vectors e F set in the foot 5, xy plane, yz plane, This is a result of projection onto the zx plane.
それぞれの測定データは、図３に示すＨＣを基準として１スライド毎に分割し、各スライド時間を１００データにサンプリングして正規化し、歩行条件ごとに平均値を算出して対比させたものである。 Each measurement data is divided for each slide based on HC shown in FIG. 3, each slide time is sampled and normalized to 100 data, and an average value is calculated for each walking condition and compared. .
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃのように、運動測定装置１０を使用した運動測定方法では、被験者の各条件での歩行中の角度と、健常者の歩行中の角度を測定して互いに比較し、評価することができる。 As shown in FIG. 4A, FIG. 4B, and FIG. 4C, in the motion measurement method using the motion measurement device 10, the angle during walking under the condition of the subject and the angle during walking of a healthy person are measured and compared with each other. Can be evaluated.
次に、図５は、下肢麻痺患者の被験者に電気刺激を与えたときの歩行と、健常者の歩行における踵接地（ＨＣ）時の足部５の反りを、前額面（ｘｙ面）で見た比較状態を示している。前述のように、Ｎは被験者に電気刺激を与えていないときの歩行動作、ＴはＴＡ刺激での歩行動作、ＣはＣＰＮ刺激での歩行動作、ＢはＴＡとＣＰＮの双方へ刺激を与えたときの歩行動作である。ＨＳは、健常者の歩行動作である。 Next, FIG. 5 shows the frontal plane (xy plane) of the foot 5 when the leg is paralyzed and the foot 5 is warped during heel-contact (HC) in the walking of a healthy person. The comparison state is shown. As described above, N is a walking motion when no electrical stimulation is applied to the subject, T is a walking motion with a TA stimulus, C is a walking motion with a CPN stimulus, and B is a stimulus to both TA and CPN. When walking. HS is a normal person's walking motion.
縦軸に示す足部５の傾斜角度の符号は、プラス側が足部５の外反りの角度を示し、マイナス側が内反りの角度を示している。 As for the sign of the inclination angle of the foot 5 shown on the vertical axis, the plus side indicates the angle of outward warping of the foot 5 and the minus side indicates the angle of inward warping.
図５によると、Ｃで表すＣＰＮ刺激での歩行動作では足部の反りが少なく、Ｂで表すＴＡとＣＰＮの双方の刺激でも内反りを抑制できるのが解る。 According to FIG. 5, it can be seen that the walking motion by the CPN stimulus represented by C causes little warping of the foot, and the inner warp can be suppressed by both the TA and CPN stimuli represented by B.
本発明の実施の形態の運動測定装置１０を使用した測定を基に、下肢麻痺患者の被験者に刺激を与えたときの足部の角度と、健常者の歩行による足部の角度とを比較し、その差が大きいときは、ＣＰＮ刺激を与え、またはＴＡ刺激とＣＰＮ刺激の双方を与えることで、ｘｙ面での反りの少ない歩行を補助でき、転倒の危険性などを低減させることができる。 Based on the measurement using the motion measurement apparatus 10 according to the embodiment of the present invention, the angle of the foot when the subject of lower limb paralysis is stimulated is compared with the angle of the foot due to walking of a healthy person. When the difference is large, by giving CPN stimulation, or by giving both TA stimulation and CPN stimulation, walking with less warpage on the xy plane can be assisted, and the risk of falling can be reduced.
(実施の形態と比較例との対比)
図６は比較例となる運動測定装置１００を示している。
(Contrast between embodiment and comparative example)
FIG. 6 shows a motion measuring apparatus 100 as a comparative example.
比較例の運動測定装置１００では、角速度センサ１２から検知された３軸の角速度成分がステップＳＴ１１で積分されて傾斜角度θgyroが求められる。一方、加速度センサ１３で検知された３軸方向の加速度は、ＳＴ１２でローパスフィルタに通過させ、ＳＴ１３でアークタンジェントの演算をすることで、重力加速度ベクトルを基準とした角度情報θaccが求められる。ＳＴ１４では、積分で求められた傾斜角度θgyroの誤差の累積を補正するために、加速度成分から求められた角度情報θaccを利用し、カルマンフィルタを使用することで角度を補正している。 In the motion measuring apparatus 100 of the comparative example, the triaxial angular velocity components detected from the angular velocity sensor 12 are integrated in step ST11 to obtain the inclination angle θ gyro . On the other hand, the triaxial acceleration detected by the acceleration sensor 13 is passed through a low-pass filter in ST12, and the arc tangent is calculated in ST13, whereby angle information θacc based on the gravitational acceleration vector is obtained. In ST14, in order to correct the accumulated error of the inclination angle θ gyro obtained by integration, the angle information θ acc obtained from the acceleration component is used and the angle is corrected by using a Kalman filter.
さらにカルマンフィルタで補正された出力と、加速度成分から求められた角度情報θaccとを比較し、その比較結果に基づいてカルマンフィルタの雑音比の設定を変えることで、加速度センサ１３で検知される運動加速度が、動作角度の出力に与える影響を低減している。 Further, by comparing the output corrected by the Kalman filter with the angle information θ acc obtained from the acceleration component, and changing the setting of the noise ratio of the Kalman filter based on the comparison result, the motion acceleration detected by the acceleration sensor 13 However, the influence of the operating angle on the output is reduced.
図７ないし図１０は、図１に示す実施の形態の運動測定装置１０と図６に示す比較例となる運動測定装置１００の測定精度を比較している。 7 to 10 compare the measurement accuracy of the motion measurement device 10 of the embodiment shown in FIG. 1 and the motion measurement device 100 of the comparative example shown in FIG.
比較方法は、図２Ｂに示すように慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆを装着した健常者に、通常歩行とぶん回し歩行と称される障害歩行を実践させた。そして、実施の形態の運動測定装置１０と比較例の運動測定装置１００を使用して、図２Ｂに示す基本ベクトルｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度を測定した。 In the comparison method, as shown in FIG. 2B, a normal person wearing inertial sensors Sb, St, Ss, and Sf was allowed to practice obstacle walking called normal walking and swirling walking. Then, the motion angles of the basic vectors e T , e S , and e F shown in FIG. 2B were measured using the motion measurement device 10 of the embodiment and the motion measurement device 100 of the comparative example.
また、通常歩行と障害歩行を、３次元動作解析装置で測定して、基準データを得た。３次元動作解析装置では、被験者の肩峰、上前腸骨棘、大転子、大腿骨外側上顆、腓骨頭、外果、第５中足骨、腓骨頭と外果を結ぶ線と第５中足骨と同じ高さの交点、にマーカーを設置し、歩行動作をカメラで撮影し、画像処理してそれぞれの基本ベクトルｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度を求め、これを基準データとした。 In addition, normal walking and obstacle walking were measured with a three-dimensional motion analysis device to obtain reference data. In the three-dimensional motion analysis device, the subject's acromial, superior anterior iliac spine, greater trochanter, lateral femoral epicondyle, radial head, external capsule, fifth metatarsal bone, the line connecting the radial head and external capsule 5 Marker is installed at the intersection of the same height as the metatarsal bones, walking motion is photographed with a camera, image processing is performed to determine the motion angle of each basic vector e T , e S , e F Data.
３次元動作解析装置で測定した前記基準データと、図１に示す実施の形態の運動測定装置１０で得られた動作角度との間のＲＭＳＥ（Root Mean Square Error）を算出した。また、３次元動作解析装置で測定した前記基準データと、図６に示す比較例の運動測定装置１００で得られた動作角度との間のＲＭＳＥ（Root Mean Square Error）を算出した。 RMSE (Root Mean Square Error) between the reference data measured by the three-dimensional motion analysis device and the motion angle obtained by the motion measurement device 10 of the embodiment shown in FIG. 1 was calculated. Further, RMSE (Root Mean Square Error) between the reference data measured by the three-dimensional motion analysis device and the motion angle obtained by the motion measurement device 100 of the comparative example shown in FIG. 6 was calculated.
図７ないし図１０はその結果を示している。測定は、通常歩行と障害歩行を「slow」「normal」「fast」の３種類の歩行速度で５回ずつ行ない、それぞれの歩行速度において５回分の動作で算出されたＲＭＳＥの平均値を求めたものである。 7 to 10 show the results. The measurement was performed five times for normal walking and obstacle walking at three different walking speeds of “slow”, “normal”, and “fast”, and the average value of RMSE calculated by the motion for five times at each walking speed was obtained. Is.
図７は通常歩行において、矢状面（ｙｚ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）は、足部５の基準ベクトルｅＦの動作角度に関する測定データの比較、（ｂ）は、下腿部４の基本ベクトルｅＳの動作角度に関する測定データの比較、（ｃ）は、大腿部３の基本ベクトルｅＴの動作角度に関する測定データの比較である。 FIG. 7 is an RMSE related to the motion angle of the basic vector projected onto the sagittal plane (yz plane) in normal walking, and (a) is a comparison of measurement data regarding the motion angle of the reference vector e F of the foot 5; b) is a comparison of measurement data related to the motion angle of the basic vector e S of the lower leg 4, and (c) is a comparison of measurement data related to the motion angle of the basic vector e T of the thigh 3.
それぞれ歩行速度が「slow」「normal」「fast」に区分されている。線図での白色の棒グラフが比較例の運動測定装置１００の測定データに基づくものであり、黒色の棒グラフは、実施の形態の運動測定装置１０の測定データに基づくものである。 The walking speed is divided into “slow”, “normal”, and “fast”. The white bar graph in the diagram is based on the measurement data of the motion measurement device 100 of the comparative example, and the black bar graph is based on the measurement data of the motion measurement device 10 of the embodiment.
図８は、ぶん回し歩行と称される障害歩行において、矢状面（ｙｚ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）（ｂ）（ｃ）は、図７（ａ）（ｂ）（ｃ）と同種のデータの比較を意味している。 FIG. 8 is an RMSE relating to the motion angle of the basic vector projected on the sagittal plane (yz plane) in the obstacle walking called “turning walking”, and (a), (b) and (c) are shown in FIG. ) (B) Comparison of data of the same type as (c).
図９は通常歩行において、前額面（ｘｙ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）は、下腿部４の基本ベクトルｅＳの動作角度に関する測定データの比較、（ｂ）は、大腿部３の基本ベクトルｅＴの動作角度に関する測定データの比較である。 FIG. 9 is an RMSE related to the motion angle of the basic vector projected onto the frontal plane (xy plane) in normal walking, and (a) is a comparison of measurement data regarding the motion angle of the basic vector e S of the crus 4, b) is a comparison of measurement data relating to the operation angle of the basic vector e T of the thigh 3.
それぞれ歩行速度が「slow」「normal」「fast」に区分されている。線図での白色の棒グラフが比較例の運動測定装置１００の測定データに基づくものであり、黒色の棒グラフは、実施の形態の運動測定装置１０の測定データに基づくものである。 The walking speed is divided into “slow”, “normal”, and “fast”. The white bar graph in the diagram is based on the measurement data of the motion measurement device 100 of the comparative example, and the black bar graph is based on the measurement data of the motion measurement device 10 of the embodiment.
図１０は、ぶん回し歩行と称される障害歩行において、前額面（ｘｙ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）（ｂ）は、図９（ａ）（ｂ）と同種のデータの比較を意味している。 FIG. 10 is an RMSE relating to the motion angle of the basic vector projected on the frontal plane (xy plane) in the obstacle walking called “turning walking”, and (a) and (b) are FIGS. 9 (a) and 9 (b). Means comparison of similar data.
図７ないし図１０から、本発明の実施の形態の運動測定装置１０で測定された下肢の各部の基本ベクトルの動作角度の測定値は、比較例の運動測定装置１００で測定されたものに比べて、誤差がきわめて低いことが解る。特に図８と図１０に示すように、ぶん回し歩行と称される障害歩行では、比較例と比べて誤差の少なさが顕著である。 From FIG. 7 to FIG. 10, the measured value of the motion angle of the basic vector of each part of the lower limb measured by the motion measurement device 10 of the embodiment of the present invention is compared with that measured by the motion measurement device 100 of the comparative example. It can be seen that the error is extremely low. In particular, as shown in FIGS. 8 and 10, in the obstacle walking referred to as swirl walking, there is a remarkable difference in error as compared with the comparative example.
前記実施の形態では、運動測定装置１０によって人体の歩行動作を測定することを基本として発明が説明されているが、本発明は、いわゆるロボットの歩行動作部や義足の歩行動作部の動作測定、さらには各種機械の三次元動作の角度測定に使用することが可能である。 In the above embodiment, the invention has been described on the basis of measuring the walking motion of the human body by the motion measuring device 10, but the present invention is a motion measurement of a walking motion portion of a so-called robot or a walking motion portion of a prosthetic leg, Furthermore, it can be used for angle measurement of three-dimensional motion of various machines.
１ 人体
２ 腰部
３ 大腿部
５ 足部
１０ 運動測定装置
１１ 演算部
１２ 角速度センサ
１３ 加速度センサ
ｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦ 基本ベクトル
1 body 2 waist 3 thigh 5 feet 10 movement measuring device 11 calculating unit 12 the angular velocity sensor 13 acceleration sensor e B, e T, e S , e F fundamental vector
Claims (12)
前記角速度センサは互いに直交する３軸方向の角速度成分を検知し、前記加速度センサは互いに直交する３軸方向の加速度成分を検知するものであり、
前記角速度成分の検知信号と、前記加速度成分の検知信号と、が与えられる演算部が設けられ、
前記演算部は、３軸方向の前記角速度成分をクオータニオンに変換するステップならびに３軸方向の前記加速度成分をクオータニオンに変換するステップと、加速度成分から変換された前記クオータニオンを観測値とし、角速度成分から変換された前記クオータニオンを、カルマンフィルタを適用して補正するステップ、とを有することを特徴とする運動測定装置。 In a motion measurement device having an angular velocity sensor and an acceleration sensor installed in a three-dimensional motion unit,
The angular velocity sensor detects angular velocity components in three axial directions orthogonal to each other, and the acceleration sensor detects acceleration components in three axial directions orthogonal to each other,
A calculation unit is provided to which the angular velocity component detection signal and the acceleration component detection signal are provided,
The computing unit converts the angular velocity component in the three-axis direction into a quaternion, converts the acceleration component in the three-axis direction into a quaternion, and uses the quaternion converted from the acceleration component as an observation value. And a step of correcting the converted quarteranion by applying a Kalman filter.
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