JP6737494B2 - Gait evaluation device and data collection method as a guide for gait evaluation - Google Patents
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Description
本発明は、被験者の歩行状態を評価するための指針となるデータの収集方法及び歩行評価装置に関するものであり、特に、被験者に加速度計を取付け、加速度計の周波数成分を用いる方法及び装置に関するものである。 The present invention relates to a data collecting method and a gait evaluation apparatus that are guidelines for evaluating a walking state of a subject, and more particularly to a method and an apparatus in which an accelerometer is attached to a subject and a frequency component of the accelerometer is used. Is.
歩行特性の分析は、３次元動作解析装置や床反力計、電気角度計など様々な機器や手法を用いて行われている。これらの手法では基本的に高価な機器が必要になる。一方、臨床への応用という観点から、近年では加速度計を用いた歩行分析も注目されている。 The walking characteristics are analyzed using various devices and methods such as a three-dimensional motion analysis device, a floor reaction force meter, and an electric angle meter. These techniques basically require expensive equipment. On the other hand, gait analysis using an accelerometer has been attracting attention in recent years from the viewpoint of clinical application.
たとえば、リハビリテーション医療の中で最も多い疾患の一つである脳卒中片麻痺に対して、加速度情報を２回積分することで、歩行中における腰部の空間的な変位（上下、左右、前後方向）を算出し、片麻痺歩行の定量化とパターン分類に関する試みもなされている。 For example, for stroke hemiplegia, which is one of the most common diseases in rehabilitation medicine, by integrating acceleration information twice, the spatial displacement of the lumbar region during walking (vertical, lateral, anteroposterior direction) can be determined. Attempts have been made to calculate and quantify hemiplegic gait and classify patterns.
このような歩行パターン分類は、医療分野では伝統的な運動力学的分析にもとづき、歩行速度、歩行率、歩幅、重複歩距離、立脚時間、遊脚時間を歩行パラメーターとして採用してきたことにも大きく関係すると考えられる。 Such walking pattern classification is widely used in the medical field based on traditional kinematic analysis, and has adopted walking speed, walking rate, stride length, overlapped walking distance, standing time, and swing time as walking parameters. Thought to be related.
一方、特許文献１は、歩行者の腰側部に加速度計を取付け、加速度計の出力を周波数分析し、歩行機能の回復の程度を定量化することが開示されている。 On the other hand, Patent Document 1 discloses that an accelerometer is attached to the waist side of a pedestrian and the output of the accelerometer is frequency-analyzed to quantify the degree of recovery of the walking function.
特許文献１では、確かに被験者の腰の動き（加速度）を周波数分析する点の開示はある。しかし、特許文献１では加速度計を用いて歩幅や移動速度といった情報を算出する方法が記載されているだけである。被験者の左右の足の動きの違いについての言及は加速度計の出力の時刻歴波形（時間軸波形、時間軸情報等とも呼ぶ。）に着目し、プラス側とマイナス側を比較するといった点の言及にすぎない。 Patent Document 1 discloses that the movement (acceleration) of the subject's waist is certainly subjected to frequency analysis. However, Patent Document 1 only describes a method of calculating information such as a stride and a moving speed using an accelerometer. Regarding the difference in the movements of the left and right feet of the subject, reference is made to focusing on the time history waveform of the output of the accelerometer (also called time axis waveform, time axis information, etc.) and comparing the plus side and the minus side. Nothing more.
したがって、従来の時刻歴波形に着目した「波形の定量化」や「パターン分析」を行う手法と変わりなく、歩行状態の把握という観点からは煩雑な労力と手間を必要とする従来手法から抜け出せているとはいえないのが現状で、未だ研究レベル段階である。すなわち、従来の加速度計を用いた手法は、医療分野で有用な定量評価を行えるほどの実用化には至っていなかった。 Therefore, it is no different from the conventional method of "quantifying the waveform" or "pattern analysis" that focuses on the time history waveform, and it is possible to get out of the conventional method that requires complicated labor and labor from the viewpoint of grasping the walking state. At present, it is still at the research level stage. That is, the conventional method using an accelerometer has not been put to practical use enough to perform a quantitative evaluation useful in the medical field.
本発明の発明者は、歩調基本周波数の０．５倍成分が深く関係していることを見出し、本発明を想到するに至った。 The inventor of the present invention has found that the 0.5-fold component of the cadence fundamental frequency is closely related, and has arrived at the present invention.
より具体的に本発明に係る歩行評価装置は、
被験者の腰側部に取付け、前記被験者の進行方向への加速度を計測する加速度計と、
前記加速度計の出力を周波数分析する周波数分析器と、
前記周波数分析器の出力から歩調基本周波数の成分をＰＳＤ１として読み出し、前記歩調基本周波数の１／２の周波数成分をＰＳＤ０．５として読み出し、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出する制御器を有することを特徴とする。
More specifically, the walking evaluation device according to the present invention,
An accelerometer attached to the waist side of the subject, for measuring the acceleration of the subject in the traveling direction,
A frequency analyzer for frequency-analyzing the output of the accelerometer,
A controller is provided which reads out a component of the cadence fundamental frequency from the output of the frequency analyzer as PSD1, reads out a frequency component of 1/2 of the cadence fundamental frequency as PSD0.5, and calculates PSD0.5/PSD1. And
また、本発明に係る歩行評価を行うための指針となるデータ収集方法は、
被験者の腰側部の位置で、前記被験者の進行方向への加速度を計測する工程と、
前記加速度計の出力を周波数分析する工程と、
前記周波数分析器の出力から歩調基本周波数の成分をＰＳＤ１として読み出し、前記歩調基本周波数の１／２の周波数成分をＰＳＤ０．５として読み出し、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出する工程を有することを特徴とする。
In addition, a data collection method which is a guideline for performing gait evaluation according to the present invention,
A step of measuring the acceleration of the subject in the traveling direction at a position on the waist side of the subject;
Frequency-analyzing the output of the accelerometer,
A step of reading a component of the cadence fundamental frequency from the output of the frequency analyzer as PSD1, a frequency component of 1/2 of the cadence fundamental frequency as PSD0.5, and calculating PSD0.5/PSD1. To do.
腰側部における歩行方向の歩調基本周波数の半分の周波数にあたる半周波数のパワースペクトル（あるいは歩調以下の成分を取り出した加速度波形）が片麻痺歩行を初めとする歩行障害の定量的な評価指針になる。なお、本明細書では片麻痺と片足麻痺は区別せずともに「片麻痺」と呼ぶ。 The half-frequency power spectrum (or the acceleration waveform obtained by extracting components below the gait), which is half the fundamental frequency of the gait in the walking direction, is a quantitative evaluation guideline for gait disorders such as hemiplegic gait. .. In the present specification, hemiplegia and hemiplegia are not distinguished and both are referred to as “hemiplegia”.
以下に本発明に係る歩行評価装置について図面および実施例を示し説明を行う。なお、以下の説明は、本発明の一実施形態および一実施例を例示するものであり、本発明が以下の説明に限定されるものではない。以下の説明は本発明の趣旨を逸脱しない範囲で改変することができる。 A walking evaluation device according to the present invention will be described below with reference to the drawings and examples. In addition, the following description illustrates one embodiment and one example of the present invention, and the present invention is not limited to the following description. The following description can be modified without departing from the spirit of the present invention.
（実施の形態１）
図１に本発明に係る歩行評価装置１の構成を示す。歩行評価装置１は、加速度計１０と、記憶装置１２と、周波数分析器１４と、制御器１６を含む。また制御器１６の出力を表示する表示器２０を有していてもよい。
(Embodiment 1)
FIG. 1 shows the configuration of a walking evaluation device 1 according to the present invention. The gait evaluation device 1 includes an accelerometer 10, a storage device 12, a frequency analyzer 14, and a controller 16. It may also have a display 20 for displaying the output of the controller 16.
加速度計１０は、少なくとも歩行の前後方向の加速度を計測できるものを用いる。３軸の加速度計１０を用いても良い。加速度計１０は、被験者の腰側部に配置する。歩行する際の歩行方向の加速度を検出しやすいからである。腰側部とは、腸骨稜の少し上辺りがよく、通常ズボンをはく際にベルトをする高さでよい。加速度計１０は片方の腰に配置させればよいが、両腰側部に１つずつ取り付けても良い。 As the accelerometer 10, one that can measure at least the acceleration in the front-back direction of walking is used. A triaxial accelerometer 10 may be used. The accelerometer 10 is arranged on the waist side of the subject. This is because it is easy to detect the acceleration in the walking direction when walking. The lumbar region is slightly above the iliac crest, and is usually the height at which the belt is worn when the pants are worn. The accelerometer 10 may be placed on one waist, but one accelerometer 10 may be attached to both waist sides.
被験者が加速度計１０を腰側部に取り付けて歩行すると、加速度計１０は被験者の足の動きに応じて歩行方向の加速度情報Ｄａを出力する。この時、加速度計１０の腰側部への取り付け方によっては、被験者の腰の回転方向の動きに伴う加速度や上下方向の加速度成分も同時に含まれることになる。 When the subject attaches the accelerometer 10 to the waist and walks, the accelerometer 10 outputs the acceleration information Da in the walking direction according to the movement of the subject's foot. At this time, depending on how the accelerometer 10 is attached to the waist side, the acceleration accompanying the movement of the subject's waist in the rotational direction and the acceleration component in the vertical direction are also included.
しかし、少なくとも歩行方向の加速度を主として測定できればよい。本発明に係る歩行評価装置１は、進行方向の歩調周波数の比で評価するので、多少回転方向や上下方向の加速度成分が含まれていても良いからである。 However, at least the acceleration in the walking direction may be mainly measured. This is because the gait evaluation device 1 according to the present invention evaluates by the ratio of the gait frequency in the traveling direction, and thus may include some acceleration components in the rotational direction and the vertical direction.
加速度情報Ｄａは、基本的にプラス値（前進）およびマイナス値（後進）の波形が繰り返される周期データとなる。なお、加速度情報Ｄａはデジタル化されているものとする。デジタル化されていない場合は、情報の経路の望ましい箇所にＡＤ変換器を送入するのが望ましい。後段の装置がデジタル処理しやすくするためである。 The acceleration information Da basically becomes cycle data in which a plus (forward) waveform and a minus (reverse) waveform are repeated. The acceleration information Da is assumed to be digital. If not digitized, it is desirable to route the AD converter to the desired location in the information path. This is for facilitating digital processing by the device in the subsequent stage.
加速度情報Ｄａは、より具体的には、被験者の歩行に関して歩行方向の加速度を、規定の時間間隔Δｔ（サンプリング間隔）ごとに測定したデータである。したがって、加速度情報Ｄａは、計測開始後の計測時間と加速度の対のデータである。 More specifically, the acceleration information Da is data obtained by measuring the acceleration in the walking direction with respect to the walking of the subject at regular time intervals Δt (sampling intervals). Therefore, the acceleration information Da is data of a pair of measurement time and acceleration after the start of measurement.
加速度計１０が出力した加速度情報Ｄａは、記憶装置１２に記録される。後段の周波数分析器１４は、一定時間の間の時間情報を周波数情報に変換するからである。記憶装置１２に記録される加速度情報Ｄａの時間間隔は、周波数分析器１４での分析が必要とされる精度が求められる時間間隔であればよい。 The acceleration information Da output by the accelerometer 10 is recorded in the storage device 12. This is because the frequency analyzer 14 in the subsequent stage converts the time information for a fixed time into frequency information. The time interval of the acceleration information Da recorded in the storage device 12 may be any time interval that requires the accuracy required for analysis by the frequency analyzer 14.
記憶装置１２に蓄積された加速度情報Ｄａは、周波数分析器１４に入力される。周波数分析器１４は、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）装置が好適に利用できる。なお、周波数分析器１４は、ＦＦＴ装置のように専用のハードで組み上げた装置であってもよいし、所謂バタフライ計算を行うＦＦＴソフトを搭載したコンピュータで実現してもよい。後述する制御器１６が周波数分析器１４を兼ねてもよい。 The acceleration information Da stored in the storage device 12 is input to the frequency analyzer 14. As the frequency analyzer 14, an FFT (Fast Fourier Transform) device can be preferably used. The frequency analyzer 14 may be a device assembled with dedicated hardware such as an FFT device, or may be realized by a computer equipped with FFT software for performing so-called butterfly calculation. The controller 16 described below may also serve as the frequency analyzer 14.
加速度情報Ｄａを周波数分析した情報を周波数情報Ｄｆｆｔとする。周波数情報Ｄｆｆｔには、歩調基本周波数ＳＤ１と歩調基本周波数ＳＤ１の高調波成分ＳＤＨが含まれる。高調波成分ＳＤＨとは、歩調基本周波数ＳＤ１の倍数周波数を総称する。また、例えば、２倍の周波数なら第２高調波成分ＳＤ２と表示し、３倍の周波数なら第３高調波成分ＳＤ３と表示する。 Information obtained by frequency-analyzing the acceleration information Da is referred to as frequency information Dfft. The frequency information Dfft includes the cadence fundamental frequency SD1 and the harmonic component SDH of the cadence fundamental frequency SD1. The harmonic component SDH is a generic term for a multiple frequency of the step fundamental frequency SD1. Further, for example, if the frequency is double, the second harmonic component SD2 is displayed, and if the frequency is triple, the third harmonic component SD3 is displayed.
また、周波数情報Ｄｆｆｔには、歩調基本周波数ＳＤ１の分周成分ＳＤＬも含まれる。ここで分周成分ＳＤＬとは、歩調基本周波数ＳＤ１の１／ｎの周波数をいう（ｎは２以上の自然数）。歩調基本周波数ＳＤ１の１／２周波数を半周波数ＳＤ０．５とする。本発明は後述するように、歩き方に左右の足の動きの対称性がなくなると、この歩調基本周波数ＳＤ１の半周波数ＳＤ０．５（０．５倍成分と呼んでもよい。）の成分が大きくなることを見出し、それに着目した点にポイントがある。 The frequency information Dfft also includes the frequency division component SDL of the cadence fundamental frequency SD1. Here, the frequency-divided component SDL refers to a frequency that is 1/n of the gait fundamental frequency SD1 (n is a natural number of 2 or more). A half frequency of the cadence fundamental frequency SD1 is defined as a half frequency SD0.5. As will be described later in the present invention, when the symmetry of the movements of the left and right feet in walking is lost, the component of the half frequency SD0.5 (may be referred to as 0.5 times component) of the cadence fundamental frequency SD1 is large. There is a point in finding that it becomes and paying attention to it.
周波数情報Ｄｆｆｔは、周波数と、その周波数の時のパワーの対で表される。グラフにすると、横軸に周波数、縦軸に周波数成分毎のパワーを表すグラフ上にポイントされるデータ対である。周波数の最大値は、少なくとも歩調基本周波数ＳＤ１が含まれる周波数まで必要である。通常人は、０．９から２秒の周期で歩行する。したがって、１０Ｈｚ程度までの周波数成分が含まれていればよい。 The frequency information Dfft is represented by a pair of frequency and power at that frequency. In the graph, the horizontal axis is the frequency, and the vertical axis is the data pair pointed on the graph showing the power of each frequency component. The maximum value of the frequency is required at least up to the frequency including the step fundamental frequency SD1. Usually, a person walks at a cycle of 0.9 to 2 seconds. Therefore, it is sufficient that the frequency components up to about 10 Hz are included.
制御器１６は、メモリとＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ Ｕｎｉｔ）からなるコンピューターが好適に利用できる。制御器１６は、周波数分析器１４に接続される。また、制御器１６内で周波数分析まで行う場合は、記憶装置１２に接続される。 As the controller 16, a computer including a memory and an MPU (Micro Processor Unit) can be preferably used. The controller 16 is connected to the frequency analyzer 14. Further, when performing frequency analysis in the controller 16, it is connected to the storage device 12.
周波数情報Ｄｆｆｔに対しては、ピーク値Ｐｎとその時の周波数Ｆｎが求められる。これは周波数分析器１４が行ってもよいし、周波数情報Ｄｆｆｔを受け取った制御器１６が行ってもよい。なお、ピーク値Ｐｎは周波数情報Ｄｆｆｔの複数のピーク値を表し、周波数Ｆｎはその時の周波数を表す。ピーク値Ｐｎは周波数Ｆｎの小さいほうから順に番号をつけて表してもよい。例えば、最初のピーク値をピーク値Ｐ１、その時の周波数を周波数Ｆ１とする等である。 For the frequency information Dfft, the peak value Pn and the frequency Fn at that time are obtained. This may be performed by the frequency analyzer 14 or the controller 16 that has received the frequency information Dfft. The peak value Pn represents a plurality of peak values of the frequency information Dfft, and the frequency Fn represents the frequency at that time. The peak value Pn may be represented by assigning a number in order from the smallest frequency Fn. For example, the first peak value is the peak value P1 and the frequency at that time is the frequency F1.
制御器１６は、ピーク値Ｐｎの周波数Ｆｎのうち、歩調基本周波数ＳＤ１に相当する周波数Ｆｎを選択する。そして、その時のピーク値Ｐｎを歩調基本周波数ＳＤ１のパワースペクトルＰＳＤ１とする。また、歩調基本周波数ＳＤ１の半分の周波数Ｆｎのピーク値Ｐｎを半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトルＰＳＤ０．５とする。そして、制御器１６は、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出し、表示器２０等に結果を表示する。 The controller 16 selects the frequency Fn corresponding to the cadence fundamental frequency SD1 from the frequencies Fn of the peak value Pn. Then, the peak value Pn at that time is set as the power spectrum PSD1 of the step fundamental frequency SD1. Further, the peak value Pn of the frequency Fn, which is half the cadence fundamental frequency SD1, is defined as the power spectrum PSD0.5 of the half frequency SD0.5. Then, the controller 16 calculates PSD0.5/PSD1 and displays the result on the display device 20 or the like.
制御器１６が周波数情報Ｄｆｆｔの中から歩調基本周波数ＳＤ１を選択する方法は、歩行評価装置１自体が判断する方法と、検査者若しくは被験者が周波数情報Ｄｆｆｔを見て、指定する方法、および被験者の歩くピッチを予め決めておく（歩調基本周波数ＳＤ１は予め決められている。）場合が考えられる。本発明の歩行評価装置はどの方法をとってもよい。ここでは、被験者の歩くピッチが予め決められている場合について説明を続ける。 The method by which the controller 16 selects the gait fundamental frequency SD1 from the frequency information Dfft includes a method for the gait evaluation apparatus 1 itself to determine, a method for an examiner or a subject to see and specify the frequency information Dfft, and There may be a case where the walking pitch is determined in advance (the basic cadence frequency SD1 is determined in advance). The walking evaluation apparatus of the present invention may take any method. Here, the description will be continued regarding the case where the walking pitch of the subject is predetermined.
なお、被験者の垂直方向の加速度は、歩行の特性にあまり影響を及ぼさないと考えられるので、歩行評価装置１自体が歩調基本周波数ＳＤ１を判断する場合は、被験者の鉛直方向の加速度を用いて、歩調基本周波数を求めてもよい。 Since it is considered that the vertical acceleration of the subject does not significantly affect the characteristics of walking, when the walking evaluation apparatus 1 itself determines the cadence fundamental frequency SD1, the vertical acceleration of the subject is used to The gait fundamental frequency may be obtained.
検査者が周波数情報Ｄｆｆｔを見て歩調基本周波数ＳＤ１を決める場合は、検査者は被験者の歩行速度も測定するのが望ましい。 When the inspector determines the gait basic frequency SD1 by looking at the frequency information Dfft, it is desirable that the inspector also measure the walking speed of the subject.
図２には、歩行評価装置１の動作フローが示される。図２を参照する。被験者は、加速度計１０を腰側部にベルト等で固定する。加速度計１０と記憶装置１２の間は有線若しくは無線で接続される。そして、メトロノーム等のピッチ提示装置（図示せず）で、被験者に歩くピッチを指示する。被験者は、ピッチ提示装置で指示されるピッチに合わせて一定の距離Ｌ（これを測定区間ＭＬと呼ぶ。）を歩く。したがって、歩調基本周波数ＳＤ１は決められている。 FIG. 2 shows an operation flow of the walking evaluation device 1. Please refer to FIG. The subject fixes the accelerometer 10 to the waist side with a belt or the like. The accelerometer 10 and the storage device 12 are connected by wire or wirelessly. Then, a pitch presentation device (not shown) such as a metronome is used to instruct the subject about the walking pitch. The test subject walks a fixed distance L (this is referred to as a measurement section ML) according to the pitch designated by the pitch presentation device. Therefore, the gait basic frequency SD1 is determined.
また、被験者は、測定区間ＭＬより前から歩き始めるのが好ましい。歩き始めの大きな加速度が周波数分析の結果に影響を与えるからである。なお、検査者は、被験者が測定区間ＭＬを歩く時間（測定時間Ｔとする）を測定する。歩行速度を求めるためである。 Further, it is preferable that the subject start walking before the measurement section ML. This is because a large acceleration at the beginning of walking affects the result of frequency analysis. The inspector measures the time during which the subject walks in the measurement section ML (measurement time T). This is to find the walking speed.
歩行評価装置１がスタートすると（ステップＳ１００）、加速度計１０からの加速度情報Ｄａが、記憶装置１２に記録される（ステップＳ１０２）。記憶装置１２への記録時間ΔＴが経過したか否かが判断される（ステップＳ１０４）。ここで記録時間ΔＴは、被験者が測定区間ＭＬを歩ききるまでの時間であってもよいし、測定区間ＭＬを歩いている最中の時間であってもよい。記録時間ΔＴが経過していない場合（ステップＳ１０４のＮ分岐）は、ステップＳ１０２に戻って、記録が続けられる。 When the walking evaluation device 1 starts (step S100), the acceleration information Da from the accelerometer 10 is recorded in the storage device 12 (step S102). It is determined whether the recording time ΔT in the storage device 12 has elapsed (step S104). Here, the recording time ΔT may be a time until the subject walks through the measurement section ML or may be a time during which the subject is walking in the measurement section ML. If the recording time ΔT has not elapsed (N branch in step S104), the process returns to step S102 and recording is continued.
記録時間ΔＴが経過したら（ステップＳ１０４のＹ分岐）、記録した加速度情報Ｄａを周波数分析器１４に送信し、周波数分析器１４が加速度情報Ｄａを周波数情報Ｄｆｆｔに変換する（ステップＳ１０６）。 When the recording time ΔT has elapsed (Y branch of step S104), the recorded acceleration information Da is transmitted to the frequency analyzer 14, and the frequency analyzer 14 converts the acceleration information Da into frequency information Dfft (step S106).
次に、周波数情報Ｄｆｆｔに対してピーク値Ｐｎとその時の周波数Ｆｎを求める（ステップＳ１０８）。これは周波数分析器１４若しくは制御器１６のいずれが行っても良い。次に制御器１６は、周波数情報Ｄｆｆｔの中から歩調基本周波数ＳＤ１のパワースペクトルＰＳＤ１と、半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトルＰＳＤ０．５を選び出す。 Next, the peak value Pn and the frequency Fn at that time are obtained for the frequency information Dfft (step S108). This may be done by either the frequency analyzer 14 or the controller 16. Next, the controller 16 selects the power spectrum PSD1 of the step fundamental frequency SD1 and the power spectrum PSD0.5 of the half frequency SD0.5 from the frequency information Dfft.
この際に、予め決められている歩調基本周波数ＳＤ１とその半周波数ＳＤ０．５とぴったり同じ周波数でなくてもよい。つまり、歩調基本周波数ＳＤ１の近傍にあるピーク値Ｐｎを選択してもよい。また、ピーク値Ｐｎ周辺の大きなパワースペクトルを有する周波数成分を足し合わせてもよい。なお、このようにピーク値Ｐｎ周囲の大きなパワースペクトルのパワーを足し合わせて周波数成分とする場合は、この値に対する周波数は、選ばれたパワースペクトルに該当する周波数の平均若しくは加重平均によって決定するのが望ましい。ピーク値Ｐｎがブロードの場合に、ピーク値Ｐｎだけで評価するのは適切ではないからである。 At this time, the predetermined fundamental frequency SD1 and its half frequency SD0.5 may not be exactly the same frequency. That is, you may select the peak value Pn near the cadence fundamental frequency SD1. Further, frequency components having a large power spectrum around the peak value Pn may be added together. When the powers of the large power spectrum around the peak value Pn are added to form a frequency component, the frequency corresponding to this value is determined by the average or weighted average of the frequencies corresponding to the selected power spectrum. Is desirable. This is because when the peak value Pn is broad, it is not appropriate to evaluate only the peak value Pn.
次に制御器１６は、評価値ＥＶ１として、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出する（ステップＳ１１０）。評価値ＥＶ１は、評価値ＥＶに積算され（ステップＳ１１２）、終了判定が行われる（ステップＳ１１４）。終了判定は、被験者が測定区間ＭＬを歩き終わったか否かで行われる。 Next, the controller 16 calculates PSD0.5/PSD1 as the evaluation value EV1 (step S110). The evaluation value EV1 is integrated with the evaluation value EV (step S112), and the end determination is performed (step S114). The end determination is performed depending on whether or not the subject has finished walking in the measurement section ML.
終了していない場合（ステップＳ１１４のＮ分岐）は、再びステップＳ１０２に戻る。終了した場合（ステップＳ１１４のＹ分岐）は、評価値ＥＶを積算した回数Ｎで除して評価値ＥＶの平均値を求め、表示器２０に表示し（ステップＳ１１６）、終了する（ステップＳ１１８）。なお、評価値ＥＶは、予めゼロに初期設定されているものとし、評価値ＥＶを積算した回数Ｎは別途カウントされているものとする。 If not completed (N branch in step S114), the process returns to step S102 again. When it is completed (Y branch of step S114), the evaluation value EV is divided by the number of times N the values are integrated to obtain an average value of the evaluation value EV, which is displayed on the display 20 (step S116), and the processing is ended (step S118). .. The evaluation value EV is initially set to zero in advance, and the number N of times the evaluation value EV is integrated is separately counted.
なお、記憶装置１２に加速度情報Ｄａが記録される記録時間ΔＴが、被験者が測定区間ＭＬを歩き終わるより前に設定されている場合は、ステップＳ１０４で加速度情報Ｄａが周波数分析器１４に送信された後も、連続して記憶装置１２は加速度情報Ｄａを記録し続けているようにしてもよい。加速度情報Ｄａの連続性を担保するためである。 If the recording time ΔT in which the acceleration information Da is recorded in the storage device 12 is set before the subject finishes walking in the measurement section ML, the acceleration information Da is transmitted to the frequency analyzer 14 in step S104. The storage device 12 may continue to record the acceleration information Da even after the start. This is to ensure continuity of the acceleration information Da.
評価値ＥＶはＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１として表された。したがって、評価値ＥＶは、歩調基本周波数ＳＤ１の成分に対する半周波数ＳＤ０．５の成分の比率である。通常左右の足の動きがほぼ対称な人は、半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトルＰＳＤ０．５はほとんどゼロになる。 The evaluation value EV was expressed as PSD0.5/PSD1. Therefore, the evaluation value EV is the ratio of the component of the half frequency SD0.5 to the component of the cadence fundamental frequency SD1. Normally, for a person whose left and right foot movements are almost symmetrical, the power spectrum PSD0.5 of the half frequency SD0.5 becomes almost zero.
一方、左右の足の動きが対称でない場合は、この半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトルＰＳＤ０．５が大きくなる。したがって、評価値ＥＶの値がほぼゼロである場合は、被験者の左右の足は対称に動いているということになる。一方、評価値ＥＶの値が大きくなると被験者の左右の足は、動きが対称ではないことを意味する。 On the other hand, when the movements of the left and right feet are not symmetrical, the power spectrum PSD0.5 of the half frequency SD0.5 becomes large. Therefore, when the evaluation value EV is substantially zero, it means that the left and right feet of the subject are moving symmetrically. On the other hand, when the evaluation value EV becomes large, it means that the left and right feet of the subject do not move symmetrically.
また、歩く速度を変化させたときに、早く歩いても、遅く歩いても評価値ＥＶの値が変化なければ、被験者の歩き方は非常に安定しているといえる。また、足腰に衰えがある場合も考えられる。このように、歩調基本周波数ＳＤ１と半周波数ＳＤ０．５の成分の比である評価値ＥＶを測定することで、被験者の歩き方の評価を行うことができる。また、歩き方の評価を行うための指針となるデータを収集するといってもよい。 Further, when the walking speed is changed and the evaluation value EV does not change regardless of whether the user walks fast or slowly, it can be said that the subject's walking is very stable. In addition, there may be cases where the legs and waist are weakened. In this way, by measuring the evaluation value EV, which is the ratio of the components of the gait fundamental frequency SD1 and the half frequency SD0.5, the gait of the subject can be evaluated. In addition, it may be said that data to be a guide for evaluating walking is collected.
（実施の形態２）
本実施の形態では、実施の形態１で求めた加速度情報Ｄａをさらに加工して歩行状態を評価する方法を説明する。本実施の形態に係る歩行評価装置２は、実施の形態１の場合と同様である。従って、図１の構成と同じである。
(Embodiment 2)
In the present embodiment, a method of further processing the acceleration information Da obtained in the first embodiment and evaluating the walking state will be described. The walking evaluation device 2 according to the present embodiment is the same as in the case of the first embodiment. Therefore, the configuration is the same as that of FIG.
歩行評価装置２は、被験者に左右の腰側部にそれぞれ１つずつの加速度計１０を取付ける。そして、それぞれの加速度計１０からの加速度情報Ｄａを実施の形態１同様に周波数分析し、周波数情報Ｄｆｆｔを得る。 The gait evaluation device 2 attaches one accelerometer 10 to each of the left and right hip sides of the subject. Then, the acceleration information Da from each accelerometer 10 is frequency-analyzed in the same manner as in the first embodiment to obtain frequency information Dfft.
そして、周波数情報Ｄｆｆｔのうち、半周波数ＳＤ０．５に相当する周波数帯域の信号以外の成分をゼロにする。すなわち、周波数情報Ｄｆｆｔに対してバンドパスフィルタを通過させたと同じ処理を行う。このような処理をバンドパスフィルタ処理とよび、バンドパスフィルタ処理された周波数情報Ｄｆｆｔを帯域処理周波数情報ＢＰＤｆｆｔと呼ぶ。 Then, in the frequency information Dfft, the components other than the signal in the frequency band corresponding to the half frequency SD0.5 are set to zero. That is, the same processing as that of passing the bandpass filter is performed on the frequency information Dfft. Such processing is referred to as bandpass filter processing, and the frequency information Dfft subjected to the bandpass filter processing is referred to as band processing frequency information BPDfft.
次にこの帯域処理周波数情報ＢＰＤｆｆｔをフーリエ逆変換し、時間軸情報にもどす。これは加速度情報Ｄａに対してバンドパスフィルタを通過させたと同じ状態の信号を観察することになる。このように再生された加速度情報Ｄａを帯域処理加速度情報ＢＰＤａとする。 Next, the band processing frequency information BPDfft is subjected to inverse Fourier transform to return it to time axis information. This means observing a signal in the same state as when the acceleration information Da is passed through the bandpass filter. The acceleration information Da thus reproduced is used as band-processed acceleration information BPDa.
左右の腰側部に取り付けた加速度計１０からの加速度情報Ｄａを帯域処理加速度情報ＢＰＤａにし、それらの位相を調べる。後述する実施例で示すように、歩行の状態によって、これら左右の帯域処理加速度情報ＢＰＤａは、位相の関係が異なる。 The acceleration information Da from the accelerometers 10 attached to the left and right waist sides is set as band-processed acceleration information BPDa, and their phases are checked. As shown in an example described later, the left and right band processing acceleration information BPDa have different phase relationships depending on the walking state.
図３にこの様子を示す。図３は横軸は時間であり、縦軸は加速度の大きさである。図３（ａ）は、加速度情報Ｄａであり、図３（ｂ）および図３（ｃ）は、半周波数ＳＤ０．５に相当する帯域の成分（すなわちＢＰＤａである。）だけを取り出したものである。点線と実線は左右の加速度計１０の違いである。図３に示すように、歩き方によって、左右の加速度情報Ｄａの位相が異なる。 This is shown in FIG. In FIG. 3, the horizontal axis represents time and the vertical axis represents the magnitude of acceleration. FIG. 3A shows acceleration information Da, and FIGS. 3B and 3C show only the component of the band corresponding to the half frequency SD0.5 (that is, BPDa). is there. The dotted line and the solid line indicate the difference between the left and right accelerometers 10. As shown in FIG. 3, the phases of the left and right acceleration information Da are different depending on how to walk.
したがって、左右の腰側部に設けた加速度計１０から得られた加速度情報Ｄａの半周波数ＳＤ０．５を含む帯域のバンドパスフィルタを通過させた帯域処理加速度情報ＢＰＤａの位相状態を比較することでも、歩行状態を定量的に調べることができる。また、歩行状態の評価を行うための指針となるデータを収集するといってもよい。 Therefore, by comparing the phase states of the band-processed acceleration information BPDa that has passed through the band-pass filter of the band including the half frequency SD0.5 of the acceleration information Da obtained from the accelerometers 10 provided on the left and right waist sides. , It is possible to quantitatively check the walking state. In addition, it may be said that data to be a guide for evaluating the walking state is collected.
なお、上記の説明では、帯域処理加速度情報ＢＰＤａは、加速度情報Ｄａをフーリエ変換（周波数分析）し、所定の帯域以外の周波数成分をゼロにし、再度逆フーリエ変換することで求めた。しかし、加速度情報Ｄａを直接バンドパスフィルタに通過させて得るようにしてもよい。 In the above description, the band-processed acceleration information BPDa is obtained by Fourier-transforming (frequency-analyzing) the acceleration information Da to make frequency components other than the predetermined band zero and performing inverse Fourier transform again. However, the acceleration information Da may be obtained by directly passing it through a bandpass filter.
また、左右の加速度情報Ｄａに対する帯域処理加速度情報ＢＰＤａの位相の比較は、時刻歴波形を視認して確認するだけでなく、リサージュ図形の真円度（長軸と短軸との比）によって、定量化してもよい。もちろん、時刻歴波形から位相差を算出してもよい。具体的には、図３（ｂ）若しくは図３（ｃ）において、点線および実線のゼロクロス点を求め、それらの位相差を順次求めて、それらの平均を算出するといった方法が考えられる。 Further, the comparison of the phase of the band-processed acceleration information BPDa with respect to the left and right acceleration information Da is performed not only by visually confirming the time history waveform, but also by the circularity (ratio between the long axis and the short axis) of the Lissajous figure. It may be quantified. Of course, the phase difference may be calculated from the time history waveform. Specifically, in FIG. 3B or FIG. 3C, a method may be considered in which the zero cross points of the dotted line and the solid line are obtained, the phase difference between them is sequentially obtained, and the average thereof is calculated.
なお、ここでは、加速度情報Ｄａをデータ処理することで、バンドパスフィルタ処理を行ったが、図１において、実際に加速度計１０の後段にバンドパスフィルタを送入して測定してもよい。すなわち、本明細書においては、実際にバンドパスフィルタを用いても、制御器１６が歩調基本周波数ＳＤ１の１／２の半周波数ＳＤ０．５を含む帯域を抜き出したと言ってよい。 Although the bandpass filter processing is performed by processing the acceleration information Da here, the bandpass filter may be actually sent to the subsequent stage of the accelerometer 10 in FIG. 1 for measurement. That is, in the present specification, it can be said that the controller 16 extracts the band including the half frequency SD0.5 that is ½ of the step fundamental frequency SD1 even if the bandpass filter is actually used.
（実施例１）
被験者となる成年男子の腰側部に小型加速度計をベルトでとりつけ、測定区間２０ｍを歩行させた。加速度計は、鉛直方向と前後方向のものを左右にそれぞれつけた。したがって、加速度計は全部で４台用い、左右の腰側部に鉛直方向用と前後方向用の２つずつの加速度計が取り付けられた。
(Example 1)
A small accelerometer was attached to the waist side of an adult boy as a test subject with a belt, and a walking section of 20 m was walked. Accelerometers were attached to the left and right, respectively in the vertical and front-back directions. Therefore, four accelerometers were used in total, and two accelerometers for the vertical direction and two accelerometers for the front-back direction were attached to the left and right waist sides.
歩行は、通常歩行と模擬歩行の２種類について行った。ここで模擬歩行とは、左右の足の一方の膝を曲げずに、他方の足を主体とする歩き方である。ここでは、左膝をあまり曲げず、右足主体で歩いた。これは外見的には、左足を引きずる歩き方となる。 Two types of walking, normal walking and simulated walking, were performed. Here, the simulated walking is a walking method in which one knee of one of the left and right feet is not bent and the other foot is the main body. Here, I walked mainly on my right leg without bending my left knee too much. This looks like walking with the left foot dragging.
図４には、模擬歩行の足跡を示す。模擬歩行は左右どちらかの足を主体とする歩き方であるが、左足が右足の横にきて、両足が揃うように歩行する場合（模擬歩行パターン１：図４（ａ））と左足が右足よりさらに前方に送り出され、両足が揃わないように歩行する場合（模擬歩行パターン２：図４（ｂ））の２種類を設定した。 FIG. 4 shows footprints of simulated walking. Simulated walking is a method of walking mainly on either the left or right foot, but when the left foot is next to the right foot and both feet are aligned (simulated walking pattern 1: Fig. 4(a)) Two types were set, in the case of being sent further forward than the right foot and walking without aligning both feet (simulated walking pattern 2: FIG. 4B).
模擬歩行パターン１は、やや重度の片麻痺歩行を模したものであり、模擬歩行パターン２は、軽微な片麻痺歩行で通常歩行に比較的近い歩き方を模したものである。 The simulated walking pattern 1 imitates a somewhat severe hemiplegic walking, and the simulated walking pattern 2 imitates a slight hemiplegic walking, which is relatively close to the normal walking.
図５に通常歩行した場合の、加速度計の出力を周波数分析した結果を示す。加速度計は右側の腰につけたものの、前後方向の加速度を示す。なお、図５では２Ｈｚ以上の周波数成分をゼロとした。これを２ＨｚＬＰＦ処理と呼ぶ。また図６には、図５の周波数分析の結果をフーリエ逆変換し、時間軸信号に直した波形を示す。 FIG. 5 shows the result of frequency analysis of the output of the accelerometer when walking normally. Although the accelerometer was attached to the right hip, it shows the acceleration in the front-back direction. In FIG. 5, frequency components of 2 Hz and above are set to zero. This is called 2 Hz LPF processing. Further, FIG. 6 shows a waveform in which the result of the frequency analysis of FIG.
図５を参照して、縦軸にはパワースペクトル（（ｍ／ｓ２）２・ｓ）を表し、横軸は周波数（Ｈｚ）である。図５より、通常歩行をした場合は、この時の被験者の歩調基本周波数ＳＤ１である１．７０９Ｈｚがほぼすべての周波数成分を占めていた。半周波数ＳＤ０．５はこの場合０．８３０Ｈｚであるが、ＰＳＤ０．５は非常に小さかった。 Referring to FIG. 5, the vertical axis represents the power spectrum ((m/s 2 ) 2 ·s) and the horizontal axis represents the frequency (Hz). From FIG. 5, when the subject walked normally, 1.709 Hz, which is the subject's gait fundamental frequency SD1 at this time, occupied almost all the frequency components. The half-frequency SD0.5 was 0.830 Hz in this case, but PSD0.5 was very small.
なお、周波数分析を行った場合、ピーク値に隣接する周波数成分も比較的大きなパワーを有する。したがって、ピーク値の周囲のパワースペクトルのうち、パワーの大きな値を４つ加え合わせたものをピーク値Ｐｎとした。また、これらの４つの周波数の平均をピーク値に対する周波数Ｆｎとした。これは歩調基本周波数ＳＤ１についても、半周波数ＳＤ０．５についても同様の処理を行った。したがって、歩調基本周波数ＳＤ１と半周波数ＳＤ０．５は、正確に倍半分の関係にはなっていないが、概ね倍半分の関係になっている。 When frequency analysis is performed, the frequency component adjacent to the peak value also has a relatively large power. Therefore, of the power spectra around the peak value, the sum of four high power values is defined as the peak value Pn. In addition, the average of these four frequencies is defined as the frequency Fn with respect to the peak value. The same processing was performed for the pacing fundamental frequency SD1 and the half frequency SD0.5. Therefore, the cadence fundamental frequency SD1 and the half frequency SD0.5 are not exactly in a halving relationship, but are in a halving relationship.
図６にこの処理についてより具体的に示す。図６では、横軸は周波数（Ｈｚ）であり、縦軸はパワースペクトル（（ｍ／ｓ２）２・ｓ）である。これはＦＦＴを行った結果例とする。今周波数Ｆｐ２のときのＰＰＳ２の点がピーク値（２階微分がゼロ）の点である。しかし、この周辺の周波数Ｆｐ１、Ｆｐ３、Ｆｐ４についてもピーク値に含め評価する。 FIG. 6 shows this processing more specifically. In FIG. 6, the horizontal axis represents frequency (Hz) and the vertical axis represents power spectrum ((m/s 2 ) 2 ·s). This is an example of the result of performing FFT. The point of PPS2 at the current frequency Fp2 is the point of the peak value (the second derivative is zero). However, the frequencies Fp1, Fp3, and Fp4 around this are also included in the peak value and evaluated.
したがって、ピーク値ＰＰＳ２に対応するピーク値ＰｎはＰＰＳ１＋ＰＰＳ２＋ＰＰＳ３＋ＰＰＳ４である。一方、この時の周波数Ｆｎは、（Ｆｐ１＋Ｆｐ２＋Ｆｐ３＋Ｆｐ４）／４として求めても良いが、ピーク値ＰＰＳ２に対応するＦｐ２を代用しても良い。周波数情報Ｄｆｆｔは、ピーク値Ｐｎとその時の周波数Ｆｎをこのようにして求めてもよい。 Therefore, the peak value Pn corresponding to the peak value PPS2 is PPS1+PPS2+PPS3+PPS4. On the other hand, the frequency Fn at this time may be calculated as (Fp1+Fp2+Fp3+Fp4)/4, but Fp2 corresponding to the peak value PPS2 may be used instead. As the frequency information Dfft, the peak value Pn and the frequency Fn at that time may be obtained in this way.
図７は、横軸が時間（ｓｅｃ）で縦軸が加速度（ｍ／ｓ２）である。図５の２ＨｚＬＰＦ処理をした後に逆フーリエ変換を行った結果である。加速度ゼロのラインを中心にプラス方向およびマイナス方向がバランスよく並ぶ波形状であり、歩行方向前後の加速度が対称になっていることが読み取れる。 In FIG. 7, the horizontal axis represents time (sec) and the vertical axis represents acceleration (m/s 2 ). It is a result of performing an inverse Fourier transform after performing the 2 Hz LPF process of FIG. It is a wave shape in which the plus direction and the minus direction are lined up in a well-balanced manner around the line of zero acceleration, and it can be seen that the accelerations before and after the walking direction are symmetrical.
図８および図９に、両足の揃う右足主体歩行（模擬歩行パターン１）を行った場合の周波数分析および時間軸の波形の結果を示す。図８および図９とも、縦軸および横軸は図５および図７の場合と同じである。 FIG. 8 and FIG. 9 show the results of the frequency analysis and the waveform of the time axis in the case of performing the right foot walking (simulated walking pattern 1) in which both feet are aligned. 8 and 9, the vertical axis and the horizontal axis are the same as those in FIGS. 5 and 7.
図８を参照して、模擬歩行パターン１を行った場合は、歩調基本周波数ＳＤ１（１．４８９３Ｈｚ）の成分ＰＳＤ１に対して、半周波数ＳＤ０．５（０．７５６８Ｈｚ）の成分ＰＳＤ０．５が大きく観測された。また、図９を参照すると、ＰＳＤ０．５が卓越しているものの、ＰＳＤ１も少し混在した波形パターンとなっているのがわかる。 Referring to FIG. 8, when the simulated walking pattern 1 is performed, the component PSD0.5 of the half frequency SD0.5 (0.7568 Hz) is larger than the component PSD1 of the gait basic frequency SD1 (1.4893 Hz). Was observed. Further, referring to FIG. 9, it can be seen that although PSD 0.5 is excellent, PSD 1 also has a slightly mixed waveform pattern.
図１０および図１１には、模擬歩行パターン２を行った場合の周波数分析および時間軸の波形の結果を示す。図１０および図１１とも、縦軸および横軸は図５および図７の場合と同じである。 10 and 11 show the results of frequency analysis and time-axis waveforms when the simulated walking pattern 2 was performed. 10 and 11, the vertical axis and the horizontal axis are the same as those in FIGS. 5 and 7.
図１０及び図１１の結果より、ＰＳＤ０．５（半周波数成分）とＰＳＤ１（歩調基本周波数成分）は、概ね同じ程度の大きさである。時間軸の波形（図１１）を見ると、歩調基本周波数ＳＤ１と半周波数ＳＤ０．５がおおむね同じだけ混在しているので、２つの山がある乱れた波形パターンとなっていることがわかる。 From the results of FIGS. 10 and 11, PSD 0.5 (half frequency component) and PSD 1 (step fundamental frequency component) are approximately the same size. Looking at the waveform on the time axis (FIG. 11), it can be seen that the cadence fundamental frequency SD1 and the half frequency SD0.5 are mixed in substantially the same amount, so that the waveform pattern is disturbed with two peaks.
片足が何らかの原因で麻痺して自由に動かせない場合、遊脚期に下肢を外側に円弧を描くように振り回して歩く「ぶん回し歩行」を行う場合がある。そこでぶん回し歩行の場合も同様の実験を行ってみた。これを模擬歩行パターン３とする。なお、ぶん回し歩行とは足跡のパターンからは模擬歩行パターン２と同じである。その結果、ぶん回し歩行においても、半周波数ＳＤ０．５の成分ＰＳＤ０．５は卓越することがわかった。 If one leg is paralyzed for some reason and cannot move freely, it may be necessary to perform a “walking walk” in which the lower limb is swung in an outward arc in a swing phase. Therefore, we also conducted a similar experiment when we walked around. This is a simulated walking pattern 3. The walk-around walking is the same as the simulated walking pattern 2 in terms of the footprint pattern. As a result, it was found that the component PSD0.5 of the half-frequency SD0.5 is excellent even in the swinging walk.
図１２と図１３に、模擬歩行パターン２と模擬歩行パターン３の加速度計の出力から０．５−０．８Ｈｚ帯だけの周波数成分（０．５倍成分のみ）を取り出した波形を示す。この波形は、帯域処理加速度情報ＢＰＤａである（図３参照）。これは、加速度計の出力をフーリエ変換し、その０．５−０．８Ｈｚ帯域以外の成分をゼロとし、逆フーリエ変換して求めたものである。共に、左右の腰の加速度計からの出力について０．５−０．８Ｈｚ帯域の信号を示している。 12 and 13 show waveforms obtained by extracting frequency components (0.5-fold component only) in the 0.5-0.8 Hz band from the outputs of the accelerometers of the simulated walking pattern 2 and the simulated walking pattern 3. This waveform is band processing acceleration information BPDa (see FIG. 3). This is obtained by performing Fourier transform on the output of the accelerometer, setting components other than the 0.5-0.8 Hz band to zero, and performing inverse Fourier transform. Both show signals in the 0.5-0.8 Hz band for outputs from the left and right waist accelerometers.
図１２を参照して、模擬歩行パターン２（引きずり歩行）の場合は、左右の腰部の波形は同位相になっている。つまり、波形の山はそれぞれ同じ時間に生じている。一方、図１３を参照して、模擬歩行パターン３（ぶん回し）の場合は、左右の腰部の波形は逆位相になっている。つまり、位相が１８０度ずれるので、正負の山のピークのがほぼ同じ時間に発生している。 With reference to FIG. 12, in the case of simulated walking pattern 2 (drag walking), the waveforms of the left and right waist parts are in phase. That is, the peaks of the waveform are generated at the same time. On the other hand, referring to FIG. 13, in the case of simulated walking pattern 3 (bending), the waveforms of the left and right waist parts are in opposite phases. That is, since the phases are shifted by 180 degrees, the peaks of the positive and negative peaks occur at almost the same time.
このように、腰側部における歩行方向の歩調基本周波数ＳＤ１の半分の周波数にあたる半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトルＰＳＤ０．５（あるいは歩調以下の成分を取り出した加速度波形）が片麻痺歩行を初めとする歩行障害の定量的な評価指針になり得ることがわかった。 Thus, the power spectrum PSD0.5 of the half frequency SD0.5 (or the acceleration waveform obtained by extracting components below the gait), which is half the frequency of the gait fundamental frequency SD1 in the walking direction on the waist side, is used as a starting point for hemiplegic walking. It was found that it can be used as a quantitative evaluation guideline for gait disorder.
（実施例２）
次に被験者の数を増やした結果を示す。上記の被験者を含め全部で１３人に模擬歩行パターン１および模擬歩行パターン２について同様の歩行評価を行った。
(Example 2)
Next, the results of increasing the number of subjects are shown. A similar gait evaluation was performed on the simulated gait pattern 1 and the simulated gait pattern 2 for a total of 13 people including the above-mentioned test subjects.
やや重度の片麻痺歩行を想定した模擬歩行パターン１（両足が揃う歩行）について、右足主体歩行（左足引きずり歩行）の右腰部前後方向と左足主体歩行（右足引きずり歩行）の左腰部前後方向におけるパワースペクトルから、０．５倍成分と１倍成分（歩調成分）のパワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出した。歩行速度に対する結果をそれぞれ図１４と図１５に示す。 Regarding simulated walking pattern 1 (walking with both feet aligned) assuming moderately severe hemiplegic walking, the power in the right waist front/back direction for right foot main walking (left foot drag walking) and the left waist front/back direction in left foot main walking (right foot drag walking) From the spectrum, the power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 of the 0.5× component and the 1× component (step component) was calculated. The results for the walking speed are shown in FIGS. 14 and 15, respectively.
図１４および図１５は、横軸は歩行速度（ｍ／ｓ）を表し、縦軸はＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を示す。歩行速度（ｍ／ｓ）は、測定区間ＭＬを歩ききる測定時間Ｔをストップウォッチで計測することで算出した。 14 and 15, the horizontal axis represents walking speed (m/s) and the vertical axis represents PSD0.5/PSD1. The walking speed (m/s) was calculated by measuring the measurement time T for walking the measurement section ML with a stopwatch.
これらの図より、健常者の通常歩行（図中の白丸印や白三角印の白塗り記号）では、パワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１は最大でも０．２程度以下であり、非常に小さいことがわかる。これに対して、個人差は大きいものの、歩行パターン１の右足主体歩行（図中の黒丸印黒塗り記号）ではパワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１はおおよそ１〜６の範囲（図１４）に、左足主体歩行（図中の黒三角印黒塗り記号）ではパワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１はおおよそ１〜９の範囲（図１５）に、分布していることがわかる。 From these figures, the power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 is about 0.2 or less at the maximum in normal walking of a normal person (white-painted symbols of white circles and white triangles in the figure), which is very small. I understand. On the other hand, although there are large individual differences, the power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 is approximately in the range of 1 to 6 (FIG. 14) in the case of walking on the right foot of the walking pattern 1 (black symbols in the figure). It can be seen that the power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 is distributed in the range of about 1 to 9 (FIG. 15) in the case of walking mainly with the left foot (black symbols in the figure, black symbols).
また、模擬歩行パターン２（軽微な片麻痺歩行で通常歩行に比較的近い歩き方）について、同様に０．５倍成分と１倍成分（歩調成分）のパワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出した。歩行速度に対する結果をそれぞれ図１６と図１７に示す。 In addition, for the simulated gait pattern 2 (walking with a slight hemiplegic gait relatively close to normal gait), the power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 of the 0.5-fold component and the 1-fold component (step component) is calculated in the same manner. did. The results for walking speed are shown in FIGS. 16 and 17, respectively.
これらの図より、歩行パターン２の右足主体歩行（図中の黒丸印黒塗り記号）ではパワースペクトル比はおおよそ０．２〜１．６程度の範囲（図１６）に、左足主体歩行（図中の黒三角印黒塗り記号）ではパワースペクトル比ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１はおおよそ０．２〜１．３程度の範囲（図１７）にあり、歩行パターン１と比較してパワースペクトル比は低下するが、それでも健常者の通常歩行（図中の白丸印や白三角印の白塗り記号）と比較して、明らかに大きなパワースペクトル比を呈していることがわかる。 From these figures, the power spectrum ratio is approximately 0.2 to 1.6 (FIG. 16) in the right foot-based walking of the walking pattern 2 (black circles and black symbols in the figure), and the left foot-based walking (in the figure). The power spectrum ratio PSD0.5/PSD1 is in the range of about 0.2 to 1.3 (FIG. 17), and the power spectrum ratio is lower than that of the walking pattern 1. However, it can be seen that the power spectrum ratio is clearly larger than that of a normal person's normal walking (white-painted symbols such as white circles and white triangles).
以上のように、実施例１の場合の解析結果に加え、１３人の片麻痺模擬歩行した実験結果からも、歩調の０．５倍成分に着目すれば歩行障害者の歩行特性を定量的に評価できると言える。 As described above, in addition to the analysis result in the case of Example 1, from the experimental result of 13 hemiplegic simulated walking, focusing on the 0.5-fold component of the gait, the walking characteristics of the walking-impaired person can be quantitatively determined. It can be said that it can be evaluated.
（実施例３）
実施例１と同様に被験者の腰側部に小型加速度計をベルトでとりつけ、測定区間２０ｍを歩行させた。加速度計は、鉛直方向と前後方向のものを左右にそれぞれつけた。したがって、加速度計は全部で４台用い、左右の腰側部に鉛直方向用と前後方向用の２つずつの加速度計が取り付けられた。
(Example 3)
As in Example 1, a small accelerometer was attached to the waist of the test subject by a belt, and the subject was allowed to walk in a measurement section of 20 m. Accelerometers were attached to the left and right, respectively in the vertical and front-back directions. Therefore, four accelerometers were used in total, and two accelerometers for the vertical direction and two accelerometers for the front-back direction were attached to the left and right waist sides.
本実施例では、実際に片足に麻痺のある者を被験者（Ａ、Ｂ、Ｃ）から取得したデータも示す。図１８、１９、２０には３名の片麻痺のある被験者の加速度計の出力から０．５倍成分のみを取り出した波形を示す。 In the present embodiment, data obtained from subjects (A, B, C) who actually have paralysis on one leg is also shown. 18, 19 and 20 show waveforms obtained by extracting only the 0.5× component from the output of the accelerometer of three hemiplegic subjects.
図１８に被験者Ａの結果を示す。被験者Ａは右足に麻痺があり、右足を突っ張って歩く。この被験者の場合０．５倍成分は、０．５３−０．７３Ｈｚ帯の周波数成分であった。実線は右腰部の進行方向の加速度成分を表す。また、点線は左腰部の進行方向の加速度成分を表す。左右の腰部の加速度成分の位相差は、約９０°であった。 The results of subject A are shown in FIG. Subject A has paralysis in his right leg, and walks with his right leg stretched. In the case of this test subject, the 0.5-fold component was a frequency component in the 0.53-0.73 Hz band. The solid line represents the acceleration component in the traveling direction of the right waist. Also, the dotted line represents the acceleration component in the traveling direction of the left waist. The phase difference between the acceleration components of the left and right waist regions was about 90°.
図１９に被験者Ｂの結果を示す。被験者Ｂは右足に麻痺があり、右足を突っ張って歩く。この被験者の場合０．５倍成分は、０．５１−０．７１Ｈｚ帯の周波数成分であった。実線は右腰部の進行方向の加速度成分を表す。また、点線は左腰部の進行方向の加速度成分を表す。左右の腰部の加速度成分の位相差は、ほぼ０°であった。 FIG. 19 shows the result of subject B. Subject B has paralysis in his right leg, and walks with his right leg stretched. In the case of this test subject, the 0.5-fold component was a frequency component in the 0.51-0.71 Hz band. The solid line represents the acceleration component in the traveling direction of the right waist. Also, the dotted line represents the acceleration component in the traveling direction of the left waist. The phase difference between the acceleration components of the left and right waists was almost 0°.
図２０に被験者Ｃの結果を示す。被験者Ｃは左足に麻痺がある。この被験者の場合０．５倍成分は、０．６８−０．９８Ｈｚ帯の周波数成分であった。実線は右腰部の進行方向の加速度成分を表す。また、点線は左腰部の進行方向の加速度成分を表す。左右の腰部の加速度成分の位相差は、約９０°であった。 FIG. 20 shows the result of the subject C. Subject C has paralysis in his left leg. In the case of this test subject, the 0.5-fold component was a frequency component in the 0.68-0.98 Hz band. The solid line represents the acceleration component in the traveling direction of the right waist. Also, the dotted line represents the acceleration component in the traveling direction of the left waist. The phase difference between the acceleration components of the left and right waist regions was about 90°.
図２１には、健常者の被験者の場合の結果を示す。この被験者の場合０．５倍成分は、０．８０−１．２０Ｈｚ帯の周波数成分であった。実線は右腰部の進行方向の加速度成分を表す。また、点線は左腰部の進行方向の加速度成分を表す。左右の腰部の加速度成分の位相差は、約１８０°であった。なお、図２１で示したケースだけでなく、健常者の歩行では左右の腰の加速度の位相差はほぼ１８０°であった。 FIG. 21 shows the result in the case of a healthy subject. In the case of this test subject, the 0.5-fold component was a frequency component in the 0.80 to 1.20 Hz band. The solid line represents the acceleration component in the traveling direction of the right waist. Also, the dotted line represents the acceleration component in the traveling direction of the left waist. The phase difference between the acceleration components of the left and right waists was about 180°. In addition to the case shown in FIG. 21, the phase difference between the accelerations of the left and right hips was approximately 180° when a healthy person walked.
図２２には、健常者の被験者が左足をぶん回しした場合の結果を示す。この被験者の場合０．５倍成分は、０．５８−０．７８Ｈｚ帯の周波数成分であった。実線は右腰部の進行方向の加速度成分を表す。また、点線は左腰部の進行方向の加速度成分を表す。左右の腰部の加速度成分の位相差は、約３０°であった。 FIG. 22 shows the result when a healthy subject turns his left foot around. In the case of this test subject, the 0.5-fold component was a frequency component in the 0.58-0.78 Hz band. The solid line represents the acceleration component in the traveling direction of the right waist. Also, the dotted line represents the acceleration component in the traveling direction of the left waist. The phase difference between the acceleration components of the left and right waist regions was about 30°.
以上の結果より以下のことが結論できる。実際に片麻痺の被験者の左右の腰の加速度の０．５倍成分の位相差は、０から９０°であった。これは図１２で示した健常者が模擬歩行パターン２（片足を引きずる）で歩いた場合の結果と一致した。 From the above results, the following can be concluded. The phase difference of the 0.5 times component of the acceleration of the left and right hips of the hemiplegic subject was 0 to 90°. This coincided with the result when a healthy person walked in the simulated walking pattern 2 (dragging one leg) shown in FIG.
一方、図１３で示した健常者が模擬歩行パターン３（片足ぶん回し）で歩いた場合と、図２２の同じく健常者が片足ぶん回しで歩いた場合は、左右の腰の加速度の０．５倍成分の位相差が１８０°と３０°で大きく異なっていた。 On the other hand, when the healthy person shown in FIG. 13 walks in the simulated walking pattern 3 (bending one leg) and when the healthy person in FIG. The phase difference of the double component was greatly different between 180° and 30°.
しかし、健常者の通常の歩行では左右の腰の加速度の０．５倍成分の位相差は１８０°であることから、健常者が片麻痺のぶん回しを模倣した場合、模倣しきれない場合があるといえる。 However, in normal walking of a healthy person, the phase difference of the 0.5-fold component of the acceleration of the left and right hips is 180°. Therefore, when the healthy person imitates the hemiplegic swirling, it may not be able to be imitated. It can be said that there is.
したがって、左右の腰の前進方向の加速度の０．５倍成分の位相差が１８０°である場合は、健常者と判定し、麻痺がある場合は０°〜９０°になる。より積極的にいうと、左右の腰の前進方向の加速度の０．５倍成分の位相差が１８０°からずれると、歩き方に何らかの支障があると判断できる。 Therefore, when the phase difference of the component of 0.5 times the acceleration in the forward direction of the left and right hips is 180°, it is determined to be a healthy person, and when there is paralysis, it is 0° to 90°. More positively, if the phase difference of the component of 0.5 times the acceleration in the forward direction of the left and right hips deviates from 180°, it can be determined that there is some trouble in walking.
本発明に係る歩行評価装置は、歩行障害の定量的な評価に利用できるだけでなく、モデル職を目指す人や、接客業等の研修で歩き方を評価する場合にも好適に利用することができる。 The gait evaluation device according to the present invention can be used not only for quantitative evaluation of gait disorders, but also for people who aim for model jobs, and can be suitably used for evaluating gait in training such as hospitality business. ..
１、２ 歩行評価装置
１０ 加速度計
１２ 記憶装置
１４ 周波数分析器
１６ 制御器
２０ 表示器
Ｄａ 加速度情報
ＢＰＤａ 帯域処理加速度情報
Ｄｆｆｔ 周波数情報
ＢＰＤｆｆｔ 帯域処理周波数情報
ＳＤ１ 歩調基本周波数
ＳＤ０．５ 半周波数
Ｐｎ ピーク値
Ｆｎ 周波数
ＰＳＤ１ 歩調基本周波数ＳＤ１のパワースペクトル
ＰＳＤ０．５ 半周波数ＳＤ０．５のパワースペクトル
ＭＬ 測定区間
Ｔ 測定時間
ΔＴ 記録時間
ＥＶ 評価値
1, 2 Gait evaluation device 10 Accelerometer 12 Storage device 14 Frequency analyzer 16 Controller 20 Display Da Acceleration information BPDa Band processing acceleration information Dfft frequency information BPDfft Band processing frequency information SD1 Gait basic frequency SD0.5 Half frequency Pn peak value Fn frequency PSD1 power spectrum of cadence basic frequency SD1 PSD0.5 power spectrum of half frequency SD0.5 ML measurement section T measurement time ΔT recording time EV evaluation value
Claims (5)
前記加速度計の出力を周波数分析する周波数分析器と、
前記周波数分析器の出力から歩調基本周波数の成分をＰＳＤ１として読み出し、前記歩調基本周波数の１／２の周波数成分をＰＳＤ０．５として読み出し、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出する制御器を有することを特徴とする歩行評価装置。 An accelerometer attached to the waist side of the subject, for measuring the acceleration of the subject in the traveling direction,
A frequency analyzer for frequency-analyzing the output of the accelerometer,
A controller is provided which reads out a component of the cadence fundamental frequency from the output of the frequency analyzer as PSD1, reads out a frequency component of 1/2 of the cadence fundamental frequency as PSD0.5, and calculates PSD0.5/PSD1. Gait evaluation device.
前記制御器は、
前記両加速度計の出力に対して前記１／２の周波数を含む帯域だけを取り出し、それぞれの信号の位相差を求めることを特徴とする請求項１に記載された歩行評価装置。 The accelerometers are attached to both hip sides of the subject,
The controller is
The gait evaluation device according to claim 1, wherein only the band including the frequency of 1/2 is extracted from the outputs of both accelerometers, and the phase difference between the respective signals is obtained.
前記加速度情報を周波数分析し周波数情報を得る工程と、
前記周波数情報から歩調基本周波数の成分をＰＳＤ１として読み出し、前記歩調基本周波数の１／２の周波数成分をＰＳＤ０．５として読み出し、ＰＳＤ０．５／ＰＳＤ１を算出する工程を有することを特徴とする歩行を評価するための指針となるデータの収集方法。 A step of measuring acceleration information in the traveling direction of the subject at a position on the waist side of the subject;
Obtaining a frequency information by frequency analyzing the acceleration information,
It reads the components of the frequency information or et cadence fundamental frequency as PSD1, read half of the frequency components of the pace fundamental frequency as PSD0.5, characterized by having a step of calculating PSD0.5 / PSD1 walking A method of collecting data that will serve as a guideline for evaluating.
前記加速度を計測する工程は、前記被験者の両腰側部の加速度を計測し、
前記加速度に前記被験者の歩調基本周波数の１／２の周波数を含むバンドパスフィルタ処理を行う工程と、
前記両腰側部の加速度の前記バンドパスフィルタ処理された信号の位相差を求める工程を有することを特徴とする歩行を評価するための指針となるデータの収集方法。 A step of measuring the acceleration in the traveling direction of the previous subject at the positions of both waist sides of the subject;
The step of measuring the acceleration, measuring the acceleration of both waist sides of the subject,
Performing a bandpass filter process including a frequency that is ½ of the gait fundamental frequency of the subject in the acceleration;
A method of collecting data to be a guideline for evaluating gait, comprising a step of obtaining a phase difference between the signals of the accelerations of both waist sides that have been bandpass filtered.
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