JP2017055809A

JP2017055809A - リハビリ用杖、歩様分析システム及び歩様分析方法

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Publication number: JP2017055809A
Application number: JP2015180845A
Authority: JP
Inventors: 幸次郎森若; Kojiro MORIWAKA; ホルストシュテファン; Holst Stefan
Original assignee: MORIKAWA KK
Current assignee: MORIKAWA KK
Priority date: 2015-09-14
Filing date: 2015-09-14
Publication date: 2017-03-23
Also published as: WO2017046957A1

Abstract

【課題】本発明は、歩行リハビリの患者に費用面や操作面での負担をかけることなく、歩様分析のために必要な情報を従来以上に得ることを可能とする、リハビリ用杖等を提供することを目的とする。
【解決手段】歩行機能の回復の程度を測定するために患者が使用するリハビリ用杖であって、前記患者が握る部位である取っ手と、前記取っ手から延びて接地する柄と、当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部とを備えるリハビリ用杖である。
【選択図】図１

Description

本発明は、リハビリ用杖、歩様分析システム及び歩様分析方法に関し、特に、歩行のリハビリテーションを受ける患者が使用するリハビリ用杖等に関する。

歩行のリハビリを行うリハビリ施設において、患者の現在の歩様を正確に把握することが重要である。現在、定量的で客観的かつ信頼できる歩行データを把握する手段がいくつか存在する。

例えば、歩様分析のために用いられる力測定トレッドミルシステムが用いられている（非特許文献１参照）。患者がトレッドミル上を通常の杖を用いて歩行し、システムに組み込まれた歩行板が足と杖の位置や重さを計測するものである。

また、杖にかかる体重を荷重として検出する荷重センサ付き杖も開発されている（特許文献１参照）。特許文献２に記載の技術は、傾斜センサーを「歩数計機能、緊急警報機能及び消費電力抑制機能に使用し」ている（例えば、特許文献２の明細書００２５段落）。

実開昭６０−１５２３１７号公報特開２０１１−７８４４５号公報

J. Segel, "FDM-Treadmill System," [online]，NORAXON，インターネット<URL: http://www.noraxon.com/clinicians-corner/fdm-treadmill-system/>

しかし、非特許文献１に記載のトレッドミルシステムは、数百から数千にも及ぶ多数の測定点を有して足等の圧力を測定するため非常に高額なシステムである。そのため、費用負担が過剰となる傾向があり、特に、リハビリのように長期間の訓練を必要とする患者の費用負担が大きかった。加えて、トレッドミルシステムに慣れないリハビリ初期の患者や高齢者は、転倒事故のおそれもあった。

また、特許文献１記載の荷重センサ付き杖は、荷重のみを検出するにとどまっており、患者の歩様について単純な情報しか得られなかった。特に、患者の歩様を詳細に分析するに足る情報を得ることができなかった。特許文献２には、歩様分析について記載も示唆もない。

ゆえに、本発明は、歩行リハビリの患者に費用面や操作面での負担をかけることなく、歩様分析のために必要な情報を従来以上に得ることを可能とする、リハビリ用杖等を提供することを目的とする。

本発明の第１の観点は、歩行機能の回復の程度を測定するために患者が使用するリハビリ用杖であって、前記患者が握る部位である取っ手と、前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部とを備えるリハビリ用杖である。

本発明の第２の観点は、第１の観点のリハビリ用杖であって、前記荷重測定部として、２つの力センサ部である第１力センサ部及び第２力センサ部を前記取っ手にさらに備える。

本発明の第３の観点は、第２の観点のリハビリ用杖であって、前記柄は、前記取っ手の接続点から延びており、前記接続点から前記取っ手の一端までの間に前記第１力センサ部をさらに備えると共に、前記接続点から前記取っ手の他端までの間に前記第２力センサ部をさらに備える。

本発明の第４の観点は、第３の観点のリハビリ用杖であって、前記加速度測定部として、第１加速度計を前記取っ手にさらに備えると共に、第２加速度計を前記柄にさらに備える。

本発明の第５の観点は、第４の観点のリハビリ用杖であって、前記第１力センサ部、前記第２力センサ部、前記第１加速度計又は前記第２加速度計の測定結果を示すモニタをさらに備える。

本発明の第６の観点は、患者の歩行機能の回復の程度を測定する歩様分析システムであって、歩行時に前記患者が使用するリハビリ用杖と、測定結果を無線で受信する無線受信部と、測定結果を表示するモニタとを備え、前記リハビリ用杖は、前記患者が握る部位である取っ手と、前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部と、前記荷重測定部及び前記加速度測定部の測定結果を無線で送信する無線送信部とを有する、歩様分析システムである。

本発明の第７の観点は、歩行機能の回復の程度を測定するために患者が使用するリハビリ用杖を用いた歩様分析方法であって、前記リハビリ用杖は、前記患者が握る部位である取っ手と、前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部と前記荷重測定部及び前記加速度測定部の計測結果を示すモニタと、前記荷重測定部、前記加速度測定部及び前記モニタを制御する制御部とを備え、前記制御部が、前記荷重測定部を制御して、前記患者の歩行時に当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定させると共に、前記加速度測定部を制御して、前記患者の歩行時に当該リハビリ用杖の加速度を測定させる測定ステップと、前記制御部が、前記モニタを制御して、前記荷重測定部及び前記加速度測定部の測定結果を表示させる表示ステップとを含む、歩様分析方法である。

なお、本発明の第８の観点として、前記制御部を備えるコンピュータに、第７の観点の回復測定方法を実行させるためのプログラムと捉えてもよい。また、第９の観点として、第１から第５の観点のリハビリ用杖であって、制限荷重量を記憶する記憶部と、前記荷重測定部が測定した荷重と前記制限荷重量とを比較する比較部と、警告音を発生させるブザーと、制御部とをさらに備え、前記制御部は、前記荷重測定部への荷重が前記制限荷重量を超えると、前記ブザーに前記警告音を発生させるものであってもよい。

本発明の各観点によれば、歩様分析に関する定量的なデータを得ることが可能となる。例えば、転倒せずに歩くためには、静的に体重を支えられるだけではなく、体重を支えながら動的にバランスをとる必要がある。そのため、荷重量と加速度の両方を評価してはじめて転倒の危険性に関する十分なデータが得られる。これらのデータを基に、患者の歩行リハビリや転倒予防について定量的な分析が可能となる。

ここで、従来、歩行リハビリや転倒予防は、患者自身の努力が必要であることを前提としつつ、医療従事者の専門的知識、経験及び技術に基づいて患者を評価するところから始まる。そのため、患者は自ずと受身的な立場におかれてしまっていた。

医療従事者が患者を評価する前提に立つと、そもそも、歩けるか否かは実際に患者が歩く様子を見ることで判定可能である。そのため、これまで医療従事者において定量的に歩様を測定する動機づけは低かった。また、歩様を測定するためには加速度センサを患者の膝やつま先など複数の箇所に直接貼り付けて測定することが通常の考え方であり、患者の歩様を杖で測定する動機づけに欠けていた。

さらに、特許文献２には、杖の使い勝手を損ねないために、「部品点数の増加を極力抑える必要がある」としている（例えば、特許文献２の明細書０００５段落及び０００６段落）。そのため、特許文献２に接した当業者にとって、荷重センサを取っ手に追加することにより本発明に係るリハビリ用杖に想到するには阻害要因が二重に存在したといえる。

しかし、ほんのわずかでも患者に自己選択・自己決定の機会を提供できれば、内発的動機づけを高めることになる。本発明者らは、患者が身近に用いる道具を歩様分析に用いて患者の内発的動機づけを高める観点から、杖に着目して本発明に想到した。

また、本発明の第２の観点によれば、取っ手に２つの力センサ部があることにより、リハビリ用杖にかかる垂直圧力に加えて、垂直圧力が取っ手のどこに作用するかを測定可能となる。したがって、患者の歩様に関するさらなる情報を得ることが可能となる。

さらに、本発明の第３の観点によれば、取っ手の柄の両側に２つの力センサ部を備えることにより、取っ手にかかる曲げ力も測定可能となる。これにより、データから患者が杖をついているのか、杖を振り上げているのかといった杖の状態をデータから判別することがさらに容易となる。また、手の震えのような取っ手に伝わる筋運動を検出することが容易となる。

さらに、本発明の第４の観点によれば、２つの加速度計を備えることにより、杖の全体としての動きに加えて、鉛直方向を向いているのか水平方向を向いているのかといった杖の姿勢を把握可能となる。このため、患者の歩様をデータから判別することがさらに容易となる。

さらに、本発明の第５の観点によれば、患者自身が自らの歩様を手元のモニタで定量的に把握して回復度合を確認することにより、患者のリハビリへの内発的動機づけを高めることが容易となる。また、医療従事者に依存する度合いが減少することで患者の自己効力感を高めることも容易となる。医療従事者にとっても、リアルタイムに歩様に関する定量的なデータを得られるため、適切な分析及び指導を行うことが容易となる。

また、下肢の骨折後のリハビリでは、術後の時期に応じて、医師の指示により段階的に骨折肢への荷重量を増やしていくことが行われる。例えば、術後１週間後から体重の１／３を荷重し、２週間後から１／２を荷重し、３週間後から２／３を荷重するといった具合である。そのため、時期に応じた骨折肢への荷重量の管理が非常に重要である。従来、患者は、リハビリ時に体重計を使用して医療従事者と確認しながら制限荷重量の感覚を覚えて歩く。しかし、患者によっては荷重コントロールがうまくいかずに制限荷重量を超えてしまう場合がしばしばある。

そこで、本発明の第９の観点によれば、医療従事者がいない状況であっても、患者の自己管理により安全で治療上有意義な歩行リハビリを行うことが容易となる。そのため、自宅での歩行リハビリの実施が容易となる。患者の歩行リハビリに対する内発的動機づけを高めることもさらに容易となる。

本願発明の実施例に係るリハビリ用杖１の概要を示すブロック図である。実施例１に係るリハビリ用杖１の具体的な構成例を示す図である。２つの力センサ部による測定を説明する図であり、（ａ）リハビリ用杖１が地に着いているとき、及び、（ｂ）リハビリ用杖１が振り上げられているときを示す図である。リハビリ用杖１で測定した測定データを変換した後の測定結果として、力、角度、加速度の経時変化の概要を例示する図である。リハビリ用杖１で測定した力の経時変化の測定結果を例示する図である。モニタ１３の設置例を示す図であり、（ａ）リハビリ用杖１に取り付けられている例、及び、（ｂ）リハビリ用杖１から離れている例を示す図である。

以下、図面を参照して、本願発明の実施例について述べる。なお、本願発明の実施の形態は、以下の実施例に限定されるものではない。

図１は、本願発明の実施例に係るリハビリ用杖１（本願請求項における「リハビリ用杖」の一例）の概要を示すブロック図である。以下、リハビリ用１の概要を説明する。

図１を参照して、リハビリ用杖１は、取っ手３（本願請求項における「取っ手」の一例）と、柄５（本願請求項における「柄」の一例）と、センサ部７と、制御部９と、電源部１０と、伸縮調整部１１と、モニタ１３（本願請求項における「モニタ」の一例）とを備える。取っ手３は、患者が握る部位であり、柄５との接続点１５（本願請求項における「接続点」の一例）を有する。柄５は、取っ手３から延びており、接地部１７（本願請求項における「接地部」の一例）を有する。センサ部７は、荷重測定部１９（本願請求項における「荷重測定部」の一例）と加速度測定部２１（本願請求項における「加速度測定部」の一例）とを有する。荷重測定部１９は、第１力センサ部２３（本願請求項における「第１力センサ部」の一例）と第２力センサ部２５（本願請求項における「第２力センサ部」の一例）とを有する。加速度測定部２１は、第１加速度計２７（本願請求項における「第１加速度計」の一例）と第２加速度計２９（本願請求項における「第２加速度計」の一例）とを有する。制御部９は、データ分析部３１と、データ変換部３３と、記憶部３５と、通信部３７と、電源制御部３９とを有する。

次に、図２を参照して、リハビリ用杖１の具体的な構成について述べる。リハビリ用杖１は、荷重測定部１９として、２つの力センサ部である第１力センサ部２３及び第２力センサ部２５を取っ手３の内部であって接続点１５の両側に備える。具体的には、接続点１５から取っ手３の前方端１６（本願請求項における「取っ手の一端」の一例）までの間に第１力センサ部２３を備え、接続点１５から取っ手３の後方端１８（本願請求項における「取っ手の他端」の一例）までの間に第２力センサ部２５を備える。また、杖１は、加速度測定部２１として、取っ手３の内部の制御部９に第１加速度計２７を備え、柄５の内部の接地部１７に近いところに第２加速度計２９を備える。

取っ手３は、前方上部５１と、後方上部５３と、前方下部５５と、後方下部５７とを備える。前方上部５１は、患者が取っ手３を握ったときに、手のひらの親指及び人差し指に近い部分が当たるところを指す。後方上部５３は、患者が取っ手３を握ったときに、手のひらの薬指及び小指に近い部分が当たるところを指す。前方下部５５は、患者が取っ手３を握ったときに、親指、人差し指及び／又は中指をかけるところを指す。後方下部５７は、患者が取っ手３を握ったときに、薬指及び／又は小指をかけるところを指す。柄５は、内部に電源部１０を備える。電源部１０は、センサ部７、制御部９及びモニタ１３に電力を供給する。また、柄５は、長さを調整可能とする伸縮調整部１１を備える。

続いて、２つの力センサ部による測定について述べる。図３は、２つの力センサ部による測定を説明する図であり、（ａ）リハビリ用杖１が地に着いているとき、及び、（ｂ）リハビリ用杖１が振り上げられているときを示す図である。

図３（ａ）を参照して、リハビリ用杖１が地に着いているとき、患者の体を支えるべく、取っ手３の前方上部５１及び後方上部５３から接地部１７に向かって（図３（ａ）に示す矢印の向きに）力がかかる。したがって、第１力センサ部２３及び第２力センサ部２５は、それぞれ上から下への力を感知して測定する。２つの力センサがあることにより、リハビリ用杖１にかかる力の大きさだけでなく、リハビリ用杖１のどこにどのような比率で力がかかっているかについても把握が容易となる。したがって、患者の歩様に関するさらなる情報を得ることが可能となる。

また、図３（ｂ）を参照して、リハビリ用杖１を振り上げているとき、リハビリ用杖１には振り上げるための力がかかっている。具体的には、前方下部５５に下から上への力がかかり、後方上部５３に上から下への力がかかる。そのため、第１力センサ部２３は、下から上への力を感知して測定し、第２力センサ部２５は、上から下への力を感知して測定する。このように、取っ手３にかかる曲げ力も測定可能となる。このため、患者がリハビリ用杖１を地に着けているのか、振り上げているのかといったリハビリ用杖１の状態をデータから判別し、患者の歩様に関するさらなる情報を得られる。

さらに、リハビリ用杖１が第１加速度計２７及び第２加速度計２９の２つの加速度計を備えるため、リハビリ用杖１全体の動きに加えて、リハビリ用杖１の姿勢を把握可能となる。例えば、リハビリ用杖１が鉛直方向を向いているのか水平方向を向いているのかといったことを判別し、患者の歩様に関するさらなる情報を得られる。

さらに、取っ手３は、発光部４１と、電源ボタン４３と、ＵＳＢ接続部４５とを備える。発光部４１は、青色及び赤色に発光して、リハビリ用杖１の状態、充電レベル、エラー等を患者に表示する。電源ボタン４３は、患者が電源部１０のＯＮ／ＯＦＦを切り替えるために使用する。ＵＳＢ接続部４５は、リハビリ用杖１の充電、設定、携帯電子機器との接続等に用いられる。発光部４１、電源ボタン４３及びＵＳＢ接続部４５は、取っ手３の後方に備えられているため、患者が手元で操作したり視認したりするのに好都合である。

制御部９は、図示しないデータ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５、通信部３７、電源制御部３９、アンプ、Ａ／Ｄコンバータを備える。通信部３７は、外部機器との有線及び／又は無線での通信を行う。無線通信を行うか否かは切替可能である。電源制御部３９は、リハビリ用杖１が一定時間使用されていない場合に、電源部１０をＯＦＦにする。

さらに、制御部９は、図示しないブザーを備える。ブザーは、安全な値を超える力がリハビリ用杖１にかかった際に警報を発する。これにより、医療従事者がいない状況であっても、患者の自己管理により安全で治療上有意義な歩行リハビリを行うことが容易となる。そのため、自宅での歩行リハビリの実施が容易となる。患者の歩行リハビリに対する内発的動機づけを高めることもさらに容易となる。

以下、リハビリ用杖１を用いた歩様分析方法（本願請求項における「歩様分析方法」の一例）の測定の具体例について述べる。

患者は、電源ボタン４３をＯＮにして、リハビリ用杖１を用いて歩行する。制御部９は、荷重測定部１９を制御して、歩行の間にリハビリ用杖１にかかる荷重を測定させる。また、制御部９は、加速度測定部を制御して、リハビリ用杖１の加速度を測定させる（測定ステップ；本願請求項における「測定ステップ」の一例）。測定結果は、データ分析部３１及びデータ変換部３３により表示に適した形式に変換される（変換ステップ）。モニタ１３は、変換後の測定結果を表示する（表示ステップ）。また、通信部３７は、必要に応じて、測定データを有線及び／又は無線で外部機器に転送する（転送ステップ）。

モニタ１３が表示する内容や、通信部３７が通信するデータには、例えば、ステップ数、リハビリ用杖１に印加された力の現在値、最大値及び最小値（ｋｇ）、力の極大値のうち最後の２回の間の経過時間（秒）、リハビリ用杖１の矢状面及び前頭面に対する角度の現在値、最大値及び最小値（°）が含まれる。

図４を参照して、測定結果について例示する。図４は、リハビリ用杖１で測定した測定データを変換した後の測定結果として、力、角度、加速度の経時変化の概要を例示する図である。図４において、力の値は、リハビリ用杖１の電源部１０がＯＮになったときの値を０kgとする。角度の値は、取っ手３の内部にある第１加速度計２７が接地部１７の近くにある第２加速度計２９に対して前方にあるか後方にあるかで示される。加速度の値は、接地部１７の加速度の絶対値|a₂|=(a_x2 ²+a_y2 ²+a_z2 ²)^1/2として算出される。リハビリ用杖１が動いていないか等速直線運動を行っているときは、|a₂|=g（g;重力加速度）として表示される。

患者がリハビリ用杖１の使用を開始する時刻t1以前は、荷重測定部１９に荷重がかかっていないので力の値はゼロである。リハビリ用杖１が鉛直に立っているとすると、第１加速度計２７と第２加速度計２９が鉛直方向に一直線上にあり、角度はゼロ又は「鉛直」と表示される。リハビリ用杖１が静止しているため、加速度の絶対値|a₂|としてはgが表示される。

時刻t1において、患者がリハビリ用杖１の使用を開始すると、荷重測定部１９に荷重がかかり始める。体が前方に進む過程でリハビリ用杖１への荷重が減少に転じ、やがて時刻t2において、接地部１７が地面から離れると、力の値はゼロとなる。この間、患者が前方に進むと共に取っ手３の内部にある第１加速度計２７が前方に進むが、接地部１７の近くにある第２加速度計２９はほとんど動かないので、角度は「前方」側に増大する。また、接地部１７の近くにある第２加速度計２９がほとんど動かないので、加速度の絶対値|a₂|としてほぼgが表示される。

時刻t2において、患者がリハビリ用杖１を振り上げて接地部１７が地面から離れると、荷重測定部１９にかかる荷重は、再び接地部１７が地面に接地する時刻t3までゼロとなる。この間、接地部１７は、次に接地する地点に向かって取っ手３よりも前方に向かって進む。すなわち、第１加速度計２７が第２加速度計２９に後れをとることとなるので、角度は「後方」側に増大する。また、時刻t2から時刻t3にかけて、加速度は、患者がリハビリ用杖１を振り上げて降ろす力に応じて変化する。

時刻t3において、接地部１７が地面に接地すると、荷重測定部１９に再び荷重がかかり始める。体が前方に進む過程でリハビリ用杖１への荷重が減少に転じ、やがて時刻t4において、接地部１７が地面から離れると、力の値はゼロとなる。この間、患者が前方に進むと共に取っ手３の内部にある第１加速度計２７が前方に進むが、接地部１７の近くにある第２加速度計２９はほとんど動かないので、角度は「前方」側に増大する。また、加速度は、接地部１７が地面に接地した時刻t3において、瞬間的に大きな加速度が発生する。次の瞬間にはgよりも加速度の絶対値が小さくなるが、やがて加速度はgに落ち着いて再度接地部１７が地面から離れる時刻t4までは変化しない。

以後、歩き続ける間は、時刻t2から時刻t4までのサイクルが繰り返される。

患者が歩行を止める際には、最後に接地部１７が地面に接触する時刻t5から荷重測定部１９にかかる荷重が増大し始め、リハビリ用杖１が鉛直に立てられて使用を終了する時刻t6にかけて荷重が減少する。この間、角度は、時刻t5から時刻t6にかけて「前方」側にシフトし、時刻t6においてゼロ又は「鉛直」と表示される。また、加速度は、接地部１７が接地した時刻t5の直後の急激な増減の後にgに落ち着いてからは、時刻t6まで変化しない。

以上の時刻t1から時刻t6にかけての歩行から、力の最大値及び最小値が得られる。力の最小値は、原則としてゼロである。力の計測データからは、患者がどの程度リハビリ用杖１に依存しているかが視覚的に、かつ、定量的に把握可能となる。

また、「前方」側の角度の最大値及び「後方」側の角度の最大値が得られる。角度の計測データからは、患者が杖をどの程度前後に動かしているかが視覚的に、かつ、定量的に把握可能となる。このため、患者の歩幅も定量的に把握可能となる。

さらに、加速度の計測データから、患者の歩行がどの段階にあるかが視覚的に、かつ、定量的に把握可能となる。加速度データを見ると、患者の歩行を大きく３つの異なる状態に区別可能となる。１つ目に、接地部１７が動かない状態。このとき加速度は、重力加速度で一定となる。２つ目に、接地部１７が空中を動いている状態。このとき加速度は、杖の動きに応じて変化する。そして３つ目に、接地部１７が地面に着いた瞬間。このとき加速度に非常に急激な変化が見られる。

杖を用いて歩く歩行周期においては、次の２つの段階が区別される必要がある。
第１段階：接地部１７が接地すべき新しい地点に向けて動いている段階
第２段階：接地部１７が接地して、杖が支えとなりバランスをとる段階

第１段階では、３つの特徴がある。接地部１７が動いている。接地部１７が取っ手３に対して前方に動いていて、角度の変化として現れる。また、荷重がほぼゼロである。第２段階でも、３つの特徴がある。接地部１７が動いていない。接地部１７が取っ手３に対して後方に動いて居て、角度の変化として現れる。また、荷重の変化がみられる。第１段階から第２段階の移行は、接地部１７の地面への接地により特徴づけられていて、荷重や加速度の変化に現れる。このような段階間の移行の特徴を把握すれば、歩行の経時変化に加えてステップ数を得ることが可能となる。

図５は、リハビリ用杖１で測定した力の経時変化の測定結果を例示する図である。縦軸は、リハビリ用杖１にかかった荷重[kg]を示し、横軸は、経過時間[秒]を示す。

図５に示すように、計測データは通常、ノイズを含む。そのため、多少のノイズが入っても歩行周期を把握できることが好ましい。図５では、2.6[秒]から13[秒]にかけて１０サイクルの歩行周期が繰り返されたことが明確に把握できる。歩行周期１サイクルに要する平均時間は、(13[秒]-2.6[秒])／(10-1)=1.16[秒／サイクル]であった。言い換えると、歩行速度が、60[秒／分]／1.16[秒／サイクル]≒52[サイクル／分]であった。

図５には、各サイクルにおける荷重の最大値も表示されている。例えば、第１サイクルの荷重の最大値は、19.44[kg]であった。第２サイクルの荷重の最大値は、19.31[kg]であった。１０サイクルの荷重の最大値の平均は、
（19.44+19.31+20.25+21.24+20.43+18.99+17.33+17.46+20.29+21/20）／10=19.6[kg]
であった。

本願発明に係るリハビリ用杖１を用いることにより、以上のような計測データ及びグラフが得られるので、患者の歩様を定量的に、かつ、視覚的に把握することが可能となる。また、定期的に歩様を測定することにより、リハビリの効果を見た目だけではなく、定量的に把握することが可能となる。

ここで、データ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５及びモニタ１３の位置について述べる。図６は、モニタ１３の設置例を示す図であり、（ａ）リハビリ用杖１に取り付けられている例、及び、（ｂ）リハビリ用杖１から離れている例を示す図である。

図６（ａ）に示すように、リハビリ用杖１は、データ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５を取っ手３に備え、モニタ１３を柄５に備える。結果として、リハビリ用杖１には、備えるべき機能が全て組み込まれている。しかし、データ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５及びモニタ１３の位置に関しては、これに限られない

図６（ｂ）に示すように、リハビリ用杖１は、データ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５及びモニタ１３を外付けの外部機器が備えるものであってもよい。この場合、外部機器は、データ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５及びモニタ１３をリハビリ用杖１から分離して備えている。外部機器は、リハビリ用杖１の通信部３７（本願請求項における「無線送信部」の一例）からの通信を受信する無線受信部（本願請求項における「無線受信部」の一例）を備える。リハビリ用杖１と外部機器は、全体として歩様分析システム（本願請求項における「歩様分析システム」の一例）を構成する。有線で又は無線で接続している。無線通信の方式としては、赤外線通信やBluetooth（登録商標）のようなラジオ波を用いた通信方式が挙げられる。この場合、リハビリ用杖１の測定データが通信部によって外部機器に転送され、外部機器によって分析され、適切な形式で表示される。

外付けのデータ分析部３１、データ変換部３３、記憶部３５及びモニタ１３は、手で携帯する装置でもよいし、腕時計やメガネのように身に着けるデバイスでもよい。いずれにせよ、医療従事者及び／又は患者がリハビリを行っている際にリアルタイムに測定結果を確認できるシステムの構成であることが好ましい。

なお、取っ手と柄は、取り外し可能な構造でもよいし、一体であってもよい。

１・・・リハビリ用杖、３・・・取っ手、５・・・柄、７・・・センサ部、９・・・制御部、１３・・・モニタ、１５・・・接続部、１７・・・接地部、１９・・・荷重測定部、２１・・・加速度測定部、２３・・・第１力センサ部、２５・・・第２力センサ部、２７・・・第１加速度計、２９・・・第２加速度計、３１・・・データ分析部、３３・・・データ変換部、３５・・・記憶部、３７・・・通信部

Claims

歩行機能の回復の程度を測定するために患者が使用するリハビリ用杖であって、
前記患者が握る部位である取っ手と、
前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、
当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、
当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部とを備えるリハビリ用杖。
前記荷重測定部として、２つの力センサ部である第１力センサ部及び第２力センサ部を前記取っ手にさらに備える、請求項１記載のリハビリ用杖。
前記柄は、前記取っ手の接続点から延びており、
前記接続点から前記取っ手の一端までの間に前記第１力センサ部をさらに備えると共に、
前記接続点から前記取っ手の他端までの間に前記第２力センサ部をさらに備える、請求項２記載のリハビリ用杖。
前記加速度測定部として、
第１加速度計を前記取っ手にさらに備えると共に、
第２加速度計を前記柄にさらに備える、請求項３記載のリハビリ用杖。
前記第１力センサ部、前記第２力センサ部、前記第１加速度計又は前記第２加速度計の測定結果を示すモニタをさらに備える、請求項４記載のリハビリ用杖。
患者の歩行機能の回復の程度を測定する歩様分析システムであって、
歩行時に前記患者が使用するリハビリ用杖と、
測定結果を無線で受信する無線受信部と、
測定結果を表示するモニタとを備え、
前記リハビリ用杖は、
前記患者が握る部位である取っ手と、
前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、
当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、
当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部と、
前記荷重測定部及び前記加速度測定部の測定結果を無線で送信する無線送信部とを有する、歩様分析システム。
歩行機能の回復の程度を測定するために患者が使用するリハビリ用杖を用いた歩様分析方法であって、
前記リハビリ用杖は、
前記患者が握る部位である取っ手と、
前記取っ手から延びており、接地部を有する柄と、
当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定する荷重測定部と、
当該リハビリ用杖の加速度を測定する加速度測定部と
前記荷重測定部及び前記加速度測定部の計測結果を示すモニタと、
前記荷重測定部、前記加速度測定部及び前記モニタを制御する制御部とを備え、
前記制御部が、前記荷重測定部を制御して、前記患者の歩行時に当該リハビリ用杖にかかる荷重を測定させると共に、前記加速度測定部を制御して、前記患者の歩行時に当該リハビリ用杖の加速度を測定させる測定ステップと、
前記制御部が、前記モニタを制御して、前記荷重測定部及び前記加速度測定部の測定結果を表示させる表示ステップとを含む、歩様分析方法。