WO2017046957A1 - リハビリ用杖、歩様分析システム及び歩様分析方法 - Google Patents
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- A61H3/00—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about
- A61H3/02—Crutches
Definitions
- the present invention relates to a rehabilitation wand, a gait analysis system, and a gait analysis method, and more particularly, to a rehabilitation wand used by a patient undergoing gait rehabilitation.
- Non-Patent Document 1 For example, a force measurement treadmill system used for gait analysis is used (see Non-Patent Document 1). A patient walks on a treadmill using a normal cane, and a walking board incorporated in the system measures the position and weight of the foot and the cane.
- Patent Document 1 A cane with a load sensor that detects the weight applied to the cane as a load has also been developed (see Patent Document 1).
- the technique described in Patent Document 2 uses a tilt sensor for “pedometer function, emergency warning function, and power consumption suppression function” (for example, paragraph 0025 of Patent Document 2).
- Non-Patent Document 1 is a very expensive system because it has a large number of measurement points ranging from hundreds to thousands and measures the pressure of the foot or the like. For this reason, the cost burden tends to be excessive, and in particular, the burden on the patient who requires long-term training such as rehabilitation is large. In addition, patients and elderly people in early rehabilitation who were not familiar with the treadmill system could fall.
- Patent Document 1 only detects the load, and only simple information about the patient's gait could be obtained. In particular, information sufficient to analyze the patient's gait in detail could not be obtained.
- Patent Document 2 neither describes nor suggests gait analysis.
- the present invention provides a rehabilitation cane or the like that makes it possible to obtain information necessary for gait analysis more than before without incurring cost and operation burdens on walking rehabilitation patients.
- the purpose is to do.
- a first aspect of the present invention is a rehabilitation cane used by a patient to measure the degree of recovery of walking function, the handle being a part gripped by the patient, and extending from the handle.
- a rehabilitation wand comprising a handle having a load, a load measurement unit that measures a load applied to the rehabilitation wand, and an acceleration measurement unit that measures acceleration of the rehabilitation wand.
- a second aspect of the present invention is the rehabilitation wand according to the first aspect, wherein the load measuring unit further includes a first force sensor unit and a second force sensor unit which are two force sensor units. Prepare.
- a third aspect of the present invention is the rehabilitation cane according to the second aspect, wherein the handle extends from a connection point of the handle, and the first point is between the connection point and one end of the handle.
- a force sensor unit is further provided, and the second force sensor unit is further provided between the connection point and the other end of the handle.
- a fourth aspect of the present invention is the rehabilitation wand according to the third aspect, wherein the handle further includes a first accelerometer and the handle further includes a second accelerometer.
- a fifth aspect of the present invention is the rehabilitation wand according to the fourth aspect, wherein the measurement results of the first force sensor unit, the second force sensor unit, the first accelerometer or the second accelerometer are obtained.
- a monitor is further provided.
- a sixth aspect of the present invention is a gait analysis system for measuring the degree of recovery of a patient's walking function, a rehabilitation cane used by the patient during walking, and a wireless receiving unit for wirelessly receiving a measurement result And a monitor for displaying a measurement result, wherein the rehabilitation cane is a handle gripped by the patient, a handle extending from the handle, having a grounding portion, and a load applied to the rehabilitation cane.
- a gait analysis system comprising: a load measuring unit for measuring; an acceleration measuring unit for measuring the acceleration of the rehabilitation wand; and a wireless transmitting unit for wirelessly transmitting measurement results of the load measuring unit and the acceleration measuring unit. is there.
- a seventh aspect of the present invention is a gait analysis method using a rehabilitation cane used by a patient to measure the degree of recovery of walking function, wherein the rehabilitation cane is a part gripped by the patient.
- a handle a handle extending from the handle, having a grounding portion, a load measuring unit for measuring a load applied to the rehabilitation wand, an acceleration measuring unit for measuring an acceleration of the rehabilitation wand, and the load measuring unit And a monitor showing the measurement result of the acceleration measuring unit, and the load measuring unit, the acceleration measuring unit, and a control unit for controlling the monitor, the control unit controlling the load measuring unit, Measuring the load applied to the rehabilitation wand during walking and controlling the acceleration measurement unit to measure the acceleration of the rehabilitation wand during walking of the patient, and the control unit, And it controls the serial monitor, and a display step of displaying the measurement result of the load measuring unit and the acceleration measuring unit, a gait analysis methods.
- a program that causes a computer including the control unit to execute the recovery measurement method according to the seventh aspect may be considered.
- the rehabilitation wand according to the first to fifth aspects the storage unit storing the limit load amount, and the load measured by the load measurement unit and the limit load amount are compared.
- the control unit further includes a comparison unit, a buzzer for generating a warning sound, and a control unit, and the control unit generates the warning sound for the buzzer when a load on the load measurement unit exceeds the limit load amount. It may be.
- each aspect of the present invention it is possible to obtain quantitative data regarding gait analysis. For example, in order to walk without falling, it is necessary not only to support the weight statically but also to balance dynamically while supporting the weight. Therefore, sufficient data on the risk of falling can be obtained only after evaluating both the load and acceleration. Based on these data, it is possible to quantitatively analyze patient gait rehabilitation and fall prevention.
- gait rehabilitation and fall prevention start from the evaluation of patients based on the expertise, experience, and skills of healthcare professionals, assuming that the patient's own efforts are required. As a result, patients were naturally in a passive position.
- Patent Document 2 states that “the increase in the number of parts needs to be suppressed as much as possible” in order not to impair the usability of the cane (for example, paragraphs 0005 and 0006 of Patent Document 2). For this reason, it can be said that there are double impediments for those skilled in the art who have contacted Patent Document 2 to arrive at the rehabilitation cane according to the present invention by adding a load sensor to the handle.
- the inventors of the present invention have conceived the present invention by paying attention to the cane from the viewpoint of enhancing the intrinsic motivation of the patient by using a tool familiar to the patient for gait analysis.
- the second aspect of the present invention since there are two force sensor portions on the handle, it is possible to measure where the vertical pressure acts on the handle in addition to the vertical pressure applied to the rehabilitation wand. . Therefore, it is possible to obtain further information regarding the patient's gait.
- the third aspect of the present invention it is possible to measure the bending force applied to the handle by providing two force sensor portions on both sides of the handle. This makes it easier to determine from the data the state of the cane, such as whether the patient is wearing a cane or raising the cane from the data. In addition, it becomes easy to detect muscle movement transmitted to the handle such as hand tremor.
- the posture of the cane such as whether it is facing the vertical direction or the horizontal direction. Can be grasped. This makes it easier to determine the patient's gait from the data.
- the patient himself / herself quantitatively grasps his / her gait with a monitor at hand and confirms the degree of recovery, thereby providing intrinsic motivation to the patient's rehabilitation. It becomes easy to raise. Moreover, it becomes easy to raise a patient's self-efficacy by decreasing the degree of dependence on medical personnel. Since medical staff can obtain quantitative data regarding gaits in real time, it is easy to perform appropriate analysis and guidance.
- the amount of load on the fractured limb is increased step by step according to the doctor's instructions according to the postoperative period. For example, 1/3 of the body weight is loaded 1 week after the operation, 1/2 is loaded from the 2nd week, and 2/3 is loaded from the 3rd week. Therefore, management of the load amount to the fractured limb according to the time is very important. Conventionally, a patient walks while recognizing a sense of a load limit while confirming with a medical staff using a scale. However, in some patients, the load control is often unsuccessful and the load limit is exceeded.
- the ninth aspect of the present invention it becomes easy to perform safe and therapeutically significant walking rehabilitation by the patient's self-management even in a situation where there is no medical staff. This makes it easy to perform walking rehabilitation at home. It is also easier to increase the intrinsic motivation for the patient's walking rehabilitation.
- FIG. 1 It is a block diagram which shows the outline
- FIG. It is a figure explaining the measurement by two force sensor parts, and is a figure which shows when (a) the rehabilitation cane 1 has arrived on the ground, and (b) when the rehabilitation cane 1 is swung up. It is a figure which illustrates the outline
- FIG. 1 is a block diagram showing an outline of a rehabilitation cane 1 according to an embodiment of the present invention (an example of a “rehabilitation cane” in the claims of the present application).
- an outline of the rehabilitation 1 will be described.
- a rehabilitation cane 1 includes a handle 3 (an example of a “handle” in claims of the present application), a handle 5 (an example of “handle” in the claims of the present application), a sensor unit 7, and a control unit. 9, a power supply unit 10, an expansion / contraction adjustment unit 11, and a monitor 13 (an example of “monitor” in the claims of the present application).
- the handle 3 is a part gripped by the patient, and has a connection point 15 (an example of “connection point” in the claims of the present application) with the handle 5.
- the handle 5 extends from the handle 3 and has a grounding portion 17 (an example of a “grounding portion” in the claims of the present application).
- the sensor unit 7 includes a load measuring unit 19 (an example of a “load measuring unit” in claims of the present application) and an acceleration measuring unit 21 (an example of “acceleration measuring unit” in the claims of the present application).
- the load measuring unit 19 includes a first force sensor unit 23 (an example of a “first force sensor unit” in claims of the present application) and a second force sensor unit 25 (an example of “second force sensor unit” in the claims of the present application).
- Have The acceleration measuring unit 21 includes a first accelerometer 27 (an example of “first accelerometer” in the claims of the present application) and a second accelerometer 29 (an example of “second accelerometer” in the claims of the present application).
- the control unit 9 includes a data analysis unit 31, a data conversion unit 33, a storage unit 35, a communication unit 37, and a power supply control unit 39.
- the rehabilitation cane 1 includes a first force sensor unit 23 and a second force sensor unit 25 that are two force sensor units as load measuring units 19 inside the handle 3 and on both sides of the connection point 15.
- the first force sensor portion 23 is provided between the connection point 15 and the front end 16 of the handle 3 (an example of “one end of the handle” in the claims of the present application), and the rear end of the handle 3 from the connection point 15.
- the second force sensor unit 25 is provided up to 18 (an example of the “other end of the handle” in the claims of the present application).
- the cane 1 includes a first accelerometer 27 as the acceleration measuring unit 21 in the control unit 9 inside the handle 3 and a second accelerometer 29 near the grounding unit 17 inside the handle 5.
- the handle 3 includes a front upper part 51, a rear upper part 53, a front lower part 55, and a rear lower part 57.
- the front upper portion 51 indicates a position where a portion close to the thumb and index finger of the palm hits when the patient grasps the handle 3.
- the rear upper part 53 indicates a place where a part close to the ring finger and little finger of the palm hits when the patient grasps the handle 3.
- the front lower part 55 indicates a place where the thumb, index finger and / or middle finger is put on when the patient grasps the handle 3.
- the rear lower part 57 indicates a place where the ring finger and / or little finger is put on when the patient grasps the handle 3.
- the handle 5 includes a power supply unit 10 inside.
- the power supply unit 10 supplies power to the sensor unit 7, the control unit 9, and the monitor 13.
- steering-wheel 5 is provided with the expansion-contraction adjustment part 11 which enables adjustment of length.
- FIG. 3 is a diagram for explaining measurement by two force sensor units, and shows (a) when the rehabilitation cane 1 is on the ground and (b) when the rehabilitation cane 1 is swung up.
- FIG. 3 is a diagram for explaining measurement by two force sensor units, and shows (a) when the rehabilitation cane 1 is on the ground and (b) when the rehabilitation cane 1 is swung up.
- the front upper portion 51 and the rear upper portion 53 of the handle 3 are directed toward the grounding portion 17 to support the patient's body (FIG. 3 ( A force is applied in the direction of the arrow shown in a). Accordingly, the first force sensor unit 23 and the second force sensor unit 25 sense and measure the force from the top to the bottom, respectively.
- the first force sensor unit 23 and the second force sensor unit 25 sense and measure the force from the top to the bottom, respectively.
- the rehabilitation cane 1 when the rehabilitation cane 1 is being swung up, the rehabilitation cane 1 is applied with a force for swinging up. Specifically, a force from the bottom to the top is applied to the front lower portion 55, and a force from the top to the bottom is applied to the rear upper portion 53. Therefore, the first force sensor unit 23 senses and measures the force from the bottom to the top, and the second force sensor unit 25 senses and measures the force from the top to the bottom. Thus, the bending force applied to the handle 3 can also be measured. For this reason, the state of the rehabilitation cane 1 such as whether the patient is wearing the rehabilitation cane 1 or swinging up is determined from the data, and further information regarding the patient's gait can be obtained.
- the rehabilitation cane 1 since the rehabilitation cane 1 includes the two accelerometers of the first accelerometer 27 and the second accelerometer 29, in addition to the movement of the entire rehabilitation cane 1, the posture of the rehabilitation cane 1 can be grasped. For example, it can be determined whether the rehabilitation cane 1 is oriented in the vertical direction or the horizontal direction, and further information on the patient's gait can be obtained.
- the handle 3 includes a light emitting unit 41, a power button 43, and a USB connection unit 45.
- the light emitting unit 41 emits blue and red light, and displays the state of the rehabilitation wand 1, the charge level, an error, and the like to the patient.
- the power button 43 is used by the patient to switch the power supply unit 10 on and off.
- the USB connection unit 45 is used for charging the rehabilitation wand 1, setting, connection with a portable electronic device, and the like. Since the light emission part 41, the power button 43, and the USB connection part 45 are provided in the back of the handle 3, it is convenient for a patient to operate and visually recognize at hand.
- the control unit 9 includes a data analysis unit 31, a data conversion unit 33, a storage unit 35, a communication unit 37, a power supply control unit 39, an amplifier, and an A / D converter (not shown).
- the communication unit 37 performs wired and / or wireless communication with an external device. Whether or not to perform wireless communication can be switched.
- the power supply control unit 39 turns off the power supply unit 10 when the rehabilitation wand 1 has not been used for a certain period of time.
- control unit 9 includes a buzzer (not shown).
- the buzzer issues an alarm when a force exceeding a safe value is applied to the rehabilitation cane 1. This makes it easy to perform safe and therapeutically meaningful walking rehabilitation by patient self-management even in the absence of medical personnel. This makes it easy to perform walking rehabilitation at home. It is also easier to increase the intrinsic motivation for the patient's walking rehabilitation.
- the patient turns on the power button 43 and walks using the rehabilitation cane 1.
- the control unit 9 controls the load measuring unit 19 to measure the load applied to the rehabilitation cane 1 during walking.
- the control unit 9 controls the acceleration measuring unit to measure the acceleration of the rehabilitation wand 1 (measuring step; an example of “measuring step” in the claims of the present application).
- the measurement result is converted into a format suitable for display by the data analysis unit 31 and the data conversion unit 33 (conversion step).
- the monitor 13 displays the converted measurement result (display step).
- the communication unit 37 transfers measurement data to an external device by wire and / or wireless as necessary (transfer step).
- the contents displayed on the monitor 13 and the data communicated by the communication unit 37 include, for example, the number of steps, the current value of the force applied to the rehabilitation wand 1, the maximum and minimum values (kg), and the maximum value of the force.
- the elapsed time (seconds) between the last two times, the current value, the maximum value and the minimum value (°) of the angle with respect to the sagittal plane and the frontal plane of the rehabilitation cane 1 are included.
- FIG. 4 is a diagram illustrating an outline of changes over time in force, angle, and acceleration as measurement results after converting measurement data measured by the rehabilitation cane 1.
- the value of the force is 0 kg when the power supply unit 10 of the rehabilitation wand 1 is turned on.
- the value of the angle is indicated by whether the first accelerometer 27 inside the handle 3 is in front of or behind the second accelerometer 29 near the grounding portion 17.
- the acceleration value is calculated as the absolute value of the acceleration of the ground contact portion
- (a x2 2 + a y2 2 + a z2 2 ) 1/2 .
- the rehabilitation cane 1 is not moving or is performing constant velocity linear motion, it is displayed as
- g (g: gravitational acceleration).
- the load value is zero because the load measuring unit 19 is not loaded. If the rehabilitation cane 1 is standing vertically, the first accelerometer 27 and the second accelerometer 29 are in a straight line in the vertical direction, and the angle is displayed as zero or “vertical”. For rehabilitation Pole 1 is stationary, the absolute value of the acceleration
- a load is applied to the load measuring unit 19.
- the load on the rehabilitation wand 1 starts to decrease, and when the grounding part 17 leaves the ground at time t2, the value of the force becomes zero.
- the first accelerometer 27 inside the handle 3 moves forward as the patient moves forward, but the second accelerometer 29 near the grounding part 17 hardly moves, so the angle is set to the “front” side. Increase.
- the second accelerometer 29 near the grounding portion 17 hardly moves, almost g is displayed as the absolute value of acceleration
- the load measuring unit 19 starts to be loaded again.
- the load on the rehabilitation wand 1 starts to decrease, and when the grounding part 17 leaves the ground at time t4, the force value becomes zero.
- the first accelerometer 27 inside the handle 3 moves forward as the patient moves forward, but the second accelerometer 29 near the grounding part 17 hardly moves, so the angle is set to the “front” side. Increase.
- the acceleration momentarily generates a large acceleration at time t3 when the grounding unit 17 is grounded.
- the absolute value of the acceleration is smaller than g, but eventually the acceleration settles to g and does not change until time t4 when the ground contact portion 17 leaves the ground again.
- the load applied to the load measuring unit 19 starts to increase from the time t5 when the grounding unit 17 comes into contact with the ground, and the time t6 when the rehabilitation cane 1 is set up vertically and the use is finished.
- the load decreases over time.
- the angle shifts to the “front” side from time t5 to time t6, and is displayed as zero or “vertical” at time t6.
- the acceleration does not change until time t6 after it has settled down to g after the rapid increase / decrease immediately after time t5 when the grounding portion 17 is grounded.
- the maximum and minimum values of force can be obtained from walking from time t1 to time t6. In principle, the minimum force is zero. From the force measurement data, it is possible to visually and quantitatively grasp how much the patient depends on the rehabilitation cane 1.
- the maximum value of the angle on the “front” side and the maximum value of the angle on the “rear” side can be obtained. From the angle measurement data, it is possible to grasp visually and quantitatively how far the patient moves the cane back and forth. For this reason, it becomes possible to grasp the patient's stride quantitatively.
- the acceleration data it is possible to distinguish the patient's walking into three different states.
- the grounding unit 17 does not move. At this time, the acceleration is constant as the gravitational acceleration.
- the grounding unit 17 is moving in the air. At this time, the acceleration changes according to the movement of the cane.
- the moment when the grounding unit 17 arrives on the ground At this time, a very rapid change in acceleration is observed.
- the first stage the stage where the grounding part 17 is moving toward a new point to be grounded
- the second stage the stage where the grounding part 17 is grounded and the cane is supported and balanced
- the grounding part 17 is moving.
- the grounding portion 17 moves forward with respect to the handle 3 and appears as a change in angle.
- the load is almost zero.
- the grounding part 17 is not moving.
- the grounding portion 17 moves backward with respect to the handle 3 and appears as a change in angle.
- the change of a load is seen.
- the transition from the first stage to the second stage is characterized by the ground contact of the ground contact portion 17 to the ground, and appears in changes in load and acceleration. If the characteristics of such transition between stages are grasped, it is possible to obtain the number of steps in addition to the temporal change of walking.
- FIG. 5 is a diagram exemplifying measurement results of changes with time of the force measured with the rehabilitation cane 1.
- the vertical axis represents the load [kg] applied to the rehabilitation cane 1 and the horizontal axis represents the elapsed time [second].
- the measurement data usually includes noise. Therefore, it is preferable that the walking cycle can be grasped even if some noise enters.
- the walking cycle of 10 cycles was repeated from 2.6 [seconds] to 13 [seconds].
- the walking speed was 60 [seconds / minute] /1.16 [seconds / cycle] ⁇ 52 [cycles / minute].
- FIG. 5 also shows the maximum load value in each cycle.
- the maximum load value in the first cycle was 19.44 [kg].
- the maximum value of the load in the second cycle was 19.31 [kg].
- the rehabilitation cane 1 may include a data analysis unit 31, a data conversion unit 33, and a storage unit 35 in the handle 3, and a monitor 13 in the handle 5. In this case, the rehabilitation cane 1 has all the functions to be provided. However, the positions of the data analysis unit 31, the data conversion unit 33, the storage unit 35, and the monitor 13 are not limited to this.
- the rehabilitation cane 1 may include an external external device including the data analysis unit 31, the data conversion unit 33, the storage unit 35, and the monitor 13.
- the external device includes the data analysis unit 31, the data conversion unit 33, the storage unit 35, and the monitor 13 separately from the rehabilitation wand 1.
- the external device includes a wireless reception unit (an example of a “wireless reception unit” in the claims) that receives communication from the communication unit 37 (an example of “wireless transmission unit” in the claims) of the rehabilitation wand 1.
- the rehabilitation cane 1 and the external device together constitute a gait analysis system (an example of a “gait analysis system” in the claims of the present application). Wired or wireless connection.
- wireless communication methods include infrared communication and communication methods using radio waves such as Bluetooth (registered trademark).
- the measurement data of the rehabilitation cane 1 is transferred to the external device by the communication unit, analyzed by the external device, and displayed in an appropriate format.
- the external data analysis unit 31, the data conversion unit 33, the storage unit 35, and the monitor 13 may be a hand-held device or a device that can be worn like a watch or glasses. In any case, it is preferable that the system configuration be such that the measurement result can be confirmed in real time when the medical staff and / or patient is performing rehabilitation.
- handle and the handle may have a removable structure or may be integrated.
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Abstract
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。 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。
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）。
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。
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|=(ax2
2+ay2
2+az2
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：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。
（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。
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に備えるものであってもよい。この場合、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
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 (7)
- 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。
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