(57)【要約】【課題】  人体の実際の構造を考慮してヒトの平衡能力に関連する診断データを得ることができる身体動揺を測定する装置、方法及びプログラムを提供する。【解決手段】  被験者１を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させ、被験者の身体に取付けられた撮影指標２２ａ，２２ｂ，２２ｃを立位時に連続撮影して画像データを入力し、入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データ（ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤ）を求める。【選択図】      図３
2006262917.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定する身体動揺測定装置であって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させる位置決め手段と、
被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する画像入力手段と、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析手段と、を備えたことを特徴とする身体動揺測定装置。
【請求項２】
前記位置決め手段は、被験者が両足で直立する位置に設けられた足位置指標と、被験者の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられ、視線を集中するための視線指標とからなり、
前記画像入力手段は、被験者の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標と、該撮影指標を撮影するＣＣＤカメラとからなり、
前記診断解析手段は、コンピュータであり、診断解析プログラムを記憶し、コンピュータに所定のステップを実行させる、ことを特徴とする請求項１に記載の身体動揺測定装置。
【請求項３】
さらに、前記足位置指標の位置に設置され被験者の重心位置を測定する重心動揺計と、被験者の両側の中殿筋（ＧＭ）の表面に貼付けられた２対の電極からなる表面筋電計測電極と、ＣＯＰの偏移及び／又はｓＥＭＧデータを演算し記録、出力するコンピュータとを備える、ことを特徴とする請求項１に記載の身体動揺測定装置。
【請求項４】
前記診断解析手段は、前記画像データ上の撮影指標の座標から、平衡能力に関連する診断データとして、足関節のθ１と腰仙関節の動揺角度θ２を求める、ことを特徴とする請求項１に記載の身体動揺測定装置。
【請求項５】
前記診断解析手段は、１自由度多リンクモデルでモデル化したヒトの骨盤構造をＰＩＤ制御で制御し、身体動揺角のシミュレーション結果と実験値がほぼ一致するように、ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを求め、これを出力する、ことを特徴とする請求項１に記載の身体動揺測定装置。
【請求項６】
前記１自由度多リンクモデルは、両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンクと、胴体に相等する１本の胴部リンクと、骨盤に相等する骨盤リンクとからなり、２本の脚部リンクは、両足間の距離で床に回転可能に枢着され、かつ両足間の距離と同じ長さの骨盤リンクの両端に回転可能に枢着され、胴部リンクの下端は骨盤リンクの中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンクは常に鉛直に保持される、ことを特徴とする請求項５に記載の身体動揺測定装置。
【請求項７】
被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定する身体動揺測定方法であって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させる位置決めステップと、
被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する画像入力ステップと、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析ステップと、を備えたことを特徴とする身体動揺測定方法。
【請求項８】
前記位置決めステップは、所定の足位置指標に被験者が両足で直立する立位ステップと、被験者の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられた視線指標に被験者が視線を集中する視線集中ステップとからなり、
前記画像入力ステップは、被験者の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標をＣＣＤカメラで連続撮影する連続撮影ステップからなり、
前記診断解析ステップは、コンピュータを用いて、記憶した診断解析プログラムに基づき、コンピュータに所定のステップを実行させるステップからなる、ことを特徴とする請求項７に記載の身体動揺測定方法。
【請求項９】
さらに、被験者の重心位置を測定しＣＯＰの偏移を演算し記録又は出力するＣＯＰ偏移測定ステップと、被験者の両側の中殿筋（ＧＭ）の表面に２対の電極を貼付け、ｓＥＭＧデータを演算し記録又は出力するｓＥＭＧデータ測定ステップとを備える、ことを特徴とする請求項７に記載の身体動揺測定方法。
【請求項１０】
前記診断解析ステップは、前記画像データ上の撮影指標の座標から、平衡能力に関連する診断データとして、足関節の動揺角度θ１と腰仙関節の動揺角度θ２を求める動揺角度ステップを有する、ことを特徴とする請求項７に記載の身体動揺測定方法。
【請求項１１】
前記診断解析ステップは、１自由度多リンクモデルでモデル化したヒトの骨盤構造をＰＩＤ制御で制御し、身体動揺角のシミュレーション結果を求めるシミュレーションステップと、
該シミュレーション結果が動揺角度θ１、θ２とほぼ一致するように、ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを求める係数解析ステップとを有する、ことを特徴とする請求項１０に記載の身体動揺測定方法。
【請求項１２】
前記１自由度多リンクモデルは、両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンクと、胴体に相等する１本の胴部リンクと、骨盤に相等する骨盤リンクとからなり、２本の脚部リンクは、両足間の距離で床に回転可能に枢着され、かつ両足間の距離と同じ長さの骨盤リンクの両端に回転可能に枢着され、胴部リンクの下端は骨盤リンクの中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンクは常に鉛直に保持される、ことを特徴とする請求項１１に記載の身体動揺測定方法。
【請求項１３】
コンピュータに、被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定させるための身体動揺測定プログラムであって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させ、  被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データをコンピュータに入力する画像入力ステップと、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析ステップと、を実行することを特徴とする身体動揺測定プログラム。
【請求項１４】
前記画像入力ステップにおいて、所定の足位置指標に被験者を両足で直立させ、被験者の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられた視線指標に被験者の視線を集中させ、被験者の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標をＣＣＤカメラで連続撮影する連続撮影ステップを実行する、ことを特徴とする請求項１３に記載の身体動揺測定プログラム。
【請求項１５】
前記診断解析ステップにおいて、前記画像データ上の撮影指標の座標から、平衡能力に関連する診断データとして、足関節の動揺角度θ１と腰仙関節の動揺角度θ２を求める動揺角度ステップを実行する、ことを特徴とする請求項１３に記載の身体動揺測定プログラム。
【請求項１６】
前記診断解析ステップにおいて、１自由度多リンクモデルでモデル化したヒトの骨盤構造をＰＩＤ制御で制御し、身体動揺角のシミュレーション結果を求めるシミュレーションステップと、
該シミュレーション結果が動揺角度θ１、θ２とほぼ一致するように、ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを求める係数解析ステップと、求めた各係数を出力する出力ステップとを実行する、ことを特徴とする請求項１３に記載の身体動揺測定プログラム。
【請求項１７】
前記１自由度多リンクモデルは、両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンクと、胴体に相等する１本の胴部リンクと、骨盤に相等する骨盤リンクとからなり、２本の脚部リンクは、両足間の距離で床に回転可能に枢着され、かつ両足間の距離と同じ長さの骨盤リンクの両端に回転可能に枢着され、胴部リンクの下端は骨盤リンクの中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンクは常に鉛直に保持される、ことを特徴とする請求項１６に記載の身体動揺測定プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ヒトの平衡能力に関連する身体動揺を測定する装置、方法及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
人間（以下、「ヒト」という）の平衡能力は、主に直立、歩き、および走るときに表現され、内耳、視覚および身体の固有感覚にかかわる総合的な能力と考えられる。また、平衡能力の同定は、歩く、走るときの「動的平衡能力」と、両足（あるいは片足）で直立時の「静的平衡能力」に分けられる。特に、静的平衡能力は平衡能力の基本であり、ヒトの転倒、骨折等に深く関連している。
【０００３】
ヒトの静的平衡能力の測定手段として、重心動揺計を用いた重心動揺検査（Ｓｔａｂｉｌｏｍｅｔｒｙ）が臨床上既に実施されている（例えば非特許文献１）。図１８は、重心動揺計の一例であり、被験者が開眼（両目を開けた状態）又は閉眼（両目を閉じた状態）の状態で重心動揺計の上に両足で立ち、この状態で重心位置を出力し、直立時の重心動揺を記録するようになっている。
【０００４】
また、ヒトの直立状態を一リンク倒立振子モデルでモデル化し、その動揺（揺れ）から身体動揺を測定する手段も提案されている（例えば、特許文献１）。
【０００５】
特許文献１の「身体動揺測定方法、身体動揺測定プログラムおよび身体動揺測定システム」は、図１９に示すように、ＣＣＤビデオカメラ２により被験者１の背中に貼付けされた指標４の画像データを入力し、一定時間内の指標４の運動軌跡を算出し、左右方向と前後方向の身体動揺角速度（ＴＳＳ）を求め、その左右方向の身体動揺角速度の逆数から逆数身体動揺時間ＴＳＴｒを求め、ＴＳＴｒと被験者の身体条件に基づいてシミュレーションされた標準ＴＳＴｓとの比率から求めたＲｆを閾値と比較し、Ｒｆが閾値よりも小さいときは、転倒発生危険性ありとし、一方、Ｒｆが閾値以上のときは、転倒発生危険性なしとしてそれぞれの場合に応じて測定結果のファイル作成および表示を行なうものである。
【０００６】
【非特許文献１】時田喬著、「重心動揺検査  その実際と解釈」アニマ株式会社、２０００年８月改訂
【０００７】
【特許文献１】特開２００４−２６１３７６号公報、「身体動揺測定方法、身体動揺測定プログラムおよび身体動揺測定システム」
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
上述した従来の重心動揺検査では、ヒトの重心位置の変化（動揺）が記録できるにすぎない。そのため、ヒトの静的平衡能力の高低の目安にはなるものの、ヒトの静的平衡能力に関連するそれ以上の診断データとしては不十分であった。
また、一リンク倒立振子モデルを用いた手段は、人体の構造を全く考慮していないため、ヒトの静的平衡能力に関連する診断データを解析することは困難であった。
【０００９】
本発明はかかる課題を解決するために創案されたものである。すなわち、本発明の目的は、人体の実際の構造を考慮してヒトの平衡能力に関連する診断データを得ることができる身体動揺を測定する装置、方法及びプログラムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明によれば、被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定する身体動揺測定装置であって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させる位置決め手段と、
被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する画像入力手段と、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析手段と、を備えたことを特徴とする身体動揺測定装置が提供される。
【００１１】
また本発明によれば、被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定する身体動揺測定方法であって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させる位置決めステップと、
被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する画像入力ステップと、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析ステップと、を備えたことを特徴とする身体動揺測定方法が提供される。
【００１２】
更に本発明によれば、コンピュータに、被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定させるための身体動揺測定プログラムであって、
被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させ、  被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データをコンピュータに入力する画像入力ステップと、
入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める診断解析ステップと、を実行することを特徴とする身体動揺測定プログラムが提供される。
【００１３】
本発明の好ましい実施例によれば、前記位置決め手段は、被験者が両足で直立する位置に設けられた足位置指標と、被験者の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられ、視線を集中するための視線指標とからなり、
前記画像入力手段は、被験者の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標と、該撮影指標を撮影するＣＣＤカメラとからなり、
前記診断解析手段は、コンピュータであり、診断解析プログラムを記憶し、コンピュータに所定のステップを実行させる。
【００１４】
さらに、前記足位置指標の位置に設置され被験者の重心位置を測定する重心動揺計と、被験者の両側の中殿筋（ＧＭ）の表面に貼付けられた２対の電極からなる表面筋電計測電極と、ＣＯＰの偏移及び／又はｓＥＭＧデータを演算し記録、出力するコンピュータとを備える。
【００１５】
前記診断解析手段は、前記画像データ上の撮影指標の座標から、平衡能力に関連する診断データとして、足関節の動揺角度θ１と腰仙関節の動揺角度θ２を求める。
【００１６】
前記診断解析手段は、１自由度多リンクモデルでモデル化したヒトの骨盤構造をＰＩＤ制御で制御し、身体動揺角のシミュレーション結果と実験値がほぼ一致するように、ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを求め、これを出力する。
【００１７】
前記１自由度多リンクモデルは、両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンクと、胴体に相等する１本の胴部リンクと、骨盤に相等する骨盤リンクとからなり、２本の脚部リンクは、両足間の距離で床に回転可能に枢着され、かつ両足間の距離と同じ長さの骨盤リンクの両端に回転可能に枢着され、胴部リンクの下端は骨盤リンクの中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンクは常に鉛直に保持される。
【発明の効果】
【００１８】
上記本発明の身体動揺を測定する装置、方法及びプログラムによれば、被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させ、被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力し、入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求めるので、平衡能力に関連する診断データとして、足関節の動揺角度θ１と腰仙関節の動揺角度θ２を連続的に求めることができる。
また、ヒトの骨盤構造を１自由度多リンクモデルでモデル化し、かつヒトの中枢神経における制御をＰＩＤ制御でモデル化して制御するので、人体の実際の構造を考慮したヒトの平衡能力に関連する診断データを得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
以下、本発明の好ましい実施形態を図面を参照して説明する。なお、各図において共通部分には同一の符号を付し、重複した説明を省略する。
【００２０】
骨盤は、人体の上半身と下半身を結ぶ重要な構造体であり、そのまわりには数多くの筋群が存在している。そのうち大腰筋と中殿筋はそれぞれ骨盤と腰筋、骨盤と大腿骨を連結し、腰仙関節と股関節を動かしている。
骨盤の変形あるいは骨盤まわりの筋に疾患がある場合、正常者より身体が大きく揺れていることが報告されている。しかし、骨盤とそのまわりの筋群がヒトの立位姿勢維持にどのような役割を果たしているか、また骨盤はなぜヒトの直立に適しているか、という問いはまだ明らかにされていない。
以下、高解像度ＣＣＤビデオカメラを使って、立位時の腰仙関節と足関節の左右方向への揺れを測定し、身体動揺の全体像を明らかにする。また、立位姿勢時の身体モデルを構築し、骨盤の動力学制御モデルによって身体動揺の神経制御機構を探る。
【００２１】
図１は、本発明による身体動揺測定装置の構成図である。この図において、本発明の身体動揺測定装置は、位置決め手段１０、画像入力手段２０、および診断解析手段３０を備える。
【００２２】
位置決め手段１０は、被験者１を所定の位置に位置決めし、被験者１の平衡能力で立位を平衡維持させる機能を有する。この例において、位置決め手段１０は、被験者１が両足で直立する位置に設けられた足位置指標１２と、被験者１の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられ、視線を集中するための視線指標１４とからなる。
【００２３】
画像入力手段２０は、被験者１の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する機能を有する。この例において、画像入力手段２０は、被験者１の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標２２ａ，２２ｂ，２２ｃと、３つの撮影指標２２ａ，２２ｂ，２２ｃをそれぞれ独立して撮影する３台のＣＣＤカメラ２４ａ，２４ｂ，２４ｃとからなる。なお、３台のＣＣＤカメラ２４ａ，２４ｂ，２４ｃの代わりに１台のＣＣＤカメラで３つの撮影指標２２ａ，２２ｂ，２２ｃを撮影してもよい。
【００２４】
診断解析手段３０は、画像入力手段２０で入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める機能を有する。この例において、診断解析手段３０は、コンピュータ３０ａであり、後述する診断解析プログラムを記憶し、コンピュータに所定のステップを実行させるようになっている。
【００２５】
図２は、診断解析手段３０に相当するコンピュータ３０ａの構成図である。この図に示すように、診断解析手段３０は、内部バス３１に、インタフェース３２、ＣＰＵ３３、ＲＯＭ３４、ＲＡＭ３５、ディスプレイ３６、キーボード３７ａ、マウス３７ｂ、ドライブ３８、ハードディスク３９を接続させ、アドレス信号、制御信号、データ等を伝送させ、本発明を実現する構成を備えている。
【００２６】
インタフェース３２は、ＣＣＤビデオカメラ２４ａ，２４ｂ，２４ｃに接続され、このＣＣＤビデオカメラ２４ａ，２４ｂ，２４ｃから画像信号を入力する。ＣＰＵ３３は、ＲＯＭ３４に格納されたＯＳによりＰＣ全体の制御を行うとともにハードディスク３９に格納された各種のアプリケーションプログラムに基づいて処理を実行する機能を司る。
【００２７】
ＲＯＭ３４は、ＯＳ等のようにＰＣ全体の制御を行うためのプログラムを格納しており、これらをＣＰＵ３３に供給する機能を有している。ＲＡＭ３５は、ＣＰＵ３３による各種プログラムの実行時にワークエリアとして利用されるメモリ機能を有している。
【００２８】
ディスプレイ３６は、ＣＰＵ３３の各種の処理に伴うメニュー、ステータス、表示遷移等を表示する機能を有している。キーボード３７ａは、文字、コマンド等を入力する各種キーより構成される入力装置であり、マウス３７ｂは画面上のカーソルを移動させたり、各種メニューを選択する入力装置である。ドライブ３９は、例えばフロッピー（登録商標）ディスク、ＣＤ、ＤＶＤ等の記録媒体に対してデータのリード／ライトを行う機能を有している。
【００２９】
ハードディスク３９は、プログラム３９ａ、画像ファイル３９ｂ、測定結果ファイル３９ｃ等を記憶する機能を有している。プログラム３９ａは、前述したドライブ３８等からインストールされたプログラムを実行形式で記憶したものに相当する。画像ファイル３９ｂは、ＣＣＤビデオカメラ２から取り込んだ画像データをファイルとして保存するものである。測定結果ファイル３９ｃは、本実施の形態により得られた身体動揺測定結果をデータとして保存するものである。
【００３０】
図１において、本発明の身体動揺測定装置は、さらに重心動揺計４２、表面筋電計測電極４４およびコンピュータ４６を備える。
重心動揺計４２は、足位置指標１２の位置に設置されたフォースプレートであり、その出力データはコンピュータ４６に入力され、このコンピュータにより、ＣＯＰ（Ｃｅｎｔｅｒ  ｏｆ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の偏移を演算し記録、出力する。
また、表面筋電計測電極４４は、立位時の両側の中殿筋（ＧＭ）の表面に貼付けた２対の電極であり、その間の抵抗変化からコンピュータ４６によりｓＥＭＧデータを演算し、記録、出力する。
なお、コンピュータ４６の出力データは、診断解析手段３０に入力するのが好ましいが、別の解析装置や出力装置（ディスプレイ、プリンタ、データロガー）等に出力してもよい。
また、コンピュータ３０ａとコンピュータ４６を一体に構成してもよい。
【００３１】
図３は、本発明の身体動揺測定装置方法を示す図である。この図に示すように、本発明の方法は、被験者の平衡能力に関連する立位時の身体動揺を測定する身体動揺測定方法であり、位置決めステップＳ１、画像入力ステップＳ２及び診断解析ステップＳ３を有する。
位置決めステップＳ１では、被験者を所定の位置に位置決めし、被験者の平衡能力で立位を平衡維持させる。画像入力ステップＳ２では、被験者の身体に取付けられた撮影指標を立位時に連続撮影して画像データを入力する。診断解析ステップＳ３では、入力した画像データから被験者の平衡能力に関連する診断データを求める。
【００３２】
この図において、位置決めステップＳ１は、立位ステップＳ１１と視線集中ステップＳ１２とからなる。立位ステップＳ１１では、所定の足位置指標に被験者が両足で直立する。視線集中ステップＳ１２では、被験者の正面に被験者のほぼ平行視線の高さに設けられた視線指標に被験者が視線を集中する。
また、画像入力ステップＳ２は、被験者の背中と両足に取付けられた３つの撮影指標をＣＣＤカメラで連続撮影する連続撮影ステップＳ２１からなる。
診断解析ステップＳ３は、コンピュータを用いて、記憶した診断解析プログラムに基づき、コンピュータに所定のステップを実行させる。
【００３３】
図３において本発明の方法は、さらに、ＣＯＰ偏移測定ステップＳ４、ｓＥＭＧデータ測定ステップＳ５及び出力ステップＳ６を有する。
ＣＯＰ偏移測定ステップＳ４では、被験者の重心位置を測定しＣＯＰの偏移を演算し記録する。ｓＥＭＧデータ測定ステップＳ５では、被験者の両側の中殿筋（ＧＭ）の表面に２対の電極を貼付け、ｓＥＭＧデータを演算し記録する。出力ステップＳ６では、得られたＣＯＰの偏移及びｓＥＭＧデータを出力する。
【００３４】
また前記診断解析ステップＳ３は、動揺角度ステップＳ３１、シミュレーションステップＳ３２、及び係数解析ステップＳ３３を有する。
動揺角度ステップＳ３１では、画像データ上の撮影指標の座標から、平衡能力に関連する診断データとして、足関節の動揺角度θ１と腰仙関節の動揺角度θ２を求める。
シミュレーションステップＳ３２では、１自由度多リンクモデルでモデル化したヒトの骨盤構造をＰＩＤ制御で制御し、身体動揺角のシミュレーション結果を求める。
係数解析ステップＳ３３では、シミュレーション結果が動揺角度θ１、θ２とほぼ一致するように、ＰＩＤ制御の比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを求める。
出力ステップＳ６では、得られた比例係数ＫＰ，積分係数ＫＩ、及び微分係数ＫＤを出力する。
【００３５】
前記１自由度多リンクモデルは、両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンクと、胴体に相等する１本の胴部リンクと、骨盤に相等する骨盤リンクとからなり、２本の脚部リンクは、両足間の距離で床に回転可能に枢着され、かつ両足間の距離と同じ長さの骨盤リンクの両端に回転可能に枢着され、胴部リンクの下端は骨盤リンクの中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンクは常に鉛直に保持される。
以下、本発明による身体動揺測定の実施例を説明する。
【実施例１】
【００３６】
［身体動揺の測定］
（１）被験者
被験者として医学部学生５人と研究生３人、合計８人を対象とした。平均年齢は２５．０±７．５２歳で、体重と身長はそれぞれ６０．１±７．２ｋｇ、１６６．３±６．９ｃｍであった。すべて健常者であり、過去に脳神経と筋肉の病気にかかった人はなかった。
【００３７】
（２）測定装置
立位時の身体動揺を測定するために、多チャンネルのビデオ信号入力に対して同時にリアルタイム分析できる身体動揺測定装置（図１）を製作した。
この身体動揺測定装置は、３つの高解像度ＣＣＤカメラ２４ａ，２４ｂ，２４ｃ（ＤＳＰ−ＰＤ１５０，Ｓｏｎｙ  Ｃｏ．  Ｔｏｋｙｏ  Ｊａｐａｎ）を備え、被験者１の背中と両足に付いている撮影指標２２ａ、２２ｂ、２２ｃ（マーカー：直径３．０ｃｍの白いボール）の動きの撮影と画像分析を行ない、ビデオ信号の取込み（ＰＣ  ｍｏｄｕｌｅ：ＣＴ−３００１，Ｃｙｂｅｒｔｅｋ  Ｃｏ．  Ｏｓａｋａ  Ｊａｐａｎ）と画像の分析はすべて１台のコンピュータ３０（Ｄｅｓｋｔｏｐ  ＰＣ，  Ｐｅｎｔｉｕｍ（登録商標）４  ＣＰＵ  ２．８ＧＨｚ）で実行した。
床には重心動揺計４２として、１枚のフォースプレート（９２８１Ｃ／ＣＡ，  Ｋｉｓｔｌｅｒ，  Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）を備え、コンピュータ４６によりＣＯＰの偏移も同時に記録した。また、被験者１の１．５ｍ先にボードを立て、被験者の平行視線の高さに視線を集中するところとして視線指標１４（直径１．０ｃｍの球形の白いマーカー）を取り付けた。
【００３８】
（３）測定方法
図４は、立位時の身体動揺角の関係を示す図である。この図において、ヒト立位時の身体動揺を２自由度の倒立振子とみなした。また、この図でリンク２、３は後から見たヒトの脚部と胴部であり、Ｏは足関節、Ａは腰仙関節、Ｐ１，Ｐ２は脚と背中に付いているマーカーを示している。
このモデルにおいて、立位時の身体の左右方向への動揺角度θ１，θ２（身体動揺角）を、コンピュータ３０ａを用い、自作した診断解析プログラムにより解析した。
【００３９】
図４において、第１リンク２（脚部）の運動は足関節による回転運動で両脚に付いているマーカーの動きの平均値をとっている。また第２リンク３（胴部）の運動は、腰仙関節Ａによる回転運動とみなしている。
脚と背中に付いているマーカーＰ１，Ｐ２の座標値は３つのＣＣＤカメラで撮影した画像により決められる。また足関節の動揺角度θ１は、Ｐ１の座標から直接得られる。
更に、腰仙関節の動揺角度θ２は、立位時の身体動揺範囲は小さいことから（約２度以内）、ｓｉｎθ１≒θ１、ｓｉｎ（θ１＋θ２）≒θ１＋θ２との近似をとると、数１の式（１）（２）から数１の式（３）の近似式で計算される。
【００４０】
【数１】
2006262917.tif 000003
【００４１】
腰仙関節の高さＬ１（すなわち第１リンク２の長さ）は、床から被験者の第５腰椎の下端までの距離と定義する。数１の式（１）〜（３）の計算は自作した診断解析プログラムによりオンラインで実行し、実験前に十分な更正を行なった。
被験者１人につき、裸足で開眼（両目を開けた状態）と閉眼（両目を閉じた状態）を繰り返しそれぞれ３回の測定を行なった。各回の測定時間は３０秒と設定して、測定の間隔時間は２分で被験者を静かに座らせた。立位時はＲｏｍｂｅｒｇ姿勢を保持し、心理的な影響を抑えるため、被験者には測定中に黙って数を数えるように指示した。
【００４２】
［表面筋電図（Ｓｕｒｆａｃｅ  ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ：ｓＥＭＧ）の記録］
中殿筋（ＧＭ）と大腰筋（ＰＭ）は、立位姿勢の維持に重要な役割を果たしているといわれている。しかし、大腰筋（ＰＭ）の位置は深いため表面筋電図の記録には適さない。そのため、ここでは立位時の両側の中殿筋（ＧＭ）の筋活動を記録した。
手の平で中殿筋（ＧＭ）の筋腹の収縮を確認してから表面筋電計測電極４４（ディスプーサブルＡｇ／ＡｇＣｌ電極、Ｖｉｔｒｏｄｅ  Ｆ−１５０Ｍ：Ｎｉｈｏｎ  ｋｏｈｄｅｎ）を用い、電極間の距離２．６ｃｍで貼付けた。電極間抵抗１０ｋΩ以下となるまで皮膚処理を行ない、双極誘導で誘導した。電極４４間の抵抗変化を、Ｎｉｈｏｎ  ｋｏｈｄｅｎのＭＥＧ−６１８０（アンプ周波数帯域５０−１０００Ｈｚ）を用い、サンプル周波数１ｋＨｚでＡ／Ｄ変換（ＡＤ−１２／８ＰＭ，  Ｃｏｎｔｅｃ  Ｃｏ．  Ｏｓａｋａ  Ｊａｐａｎ）後、自作のデータ取込みソフトウェアでコンピュータ４６に取込み、３０秒のｓＥＭＧデータを記録した。
【００４３】
（試験結果）
［立位時の身体動揺］
図５は、立位時の身体動揺角の測定結果を示す図である。この図において、矩形は平均値、棒線は平均値からのばらつきを示している。
この結果からすべての被験者に対して、立位時の足関節と腰仙関節の左右方向への動揺角度θ１，θ２は、開眼時はそれぞれ０．９４±０．３６°と０．９９±０．４１°、閉眼時はそれぞれ１．３５±０．５２°と１．２７±０．７２°であった。
この結果から、開眼時、閉眼時とも、足関節と腰仙関節は同じ角度範囲内で動揺（回転）していることがわかる。
【００４４】
図６は、身体動揺角の時間変化図（Ａ）と、これをフーリエ変換しその位相差を計算した図（Ｂ）である。
図６Ａ、Ｂに、足関節と腰仙関節の身体動揺角の位相差はほぼπ（≒３．１４）となっていることが示されている。すなわち、立位時の足関節と腰仙関節は常に逆フェーズで揺れていることがわかる。
【００４５】
［中殿筋の表面筋電図］
図７は、閉眼時の中殿筋表面の電気活動とＣＯＰの偏移との関係を示す図である。この図に示すように、立位時、左右の中殿筋表面とも活発な電気活動が記録された。また、ＣＯＰが右に偏移すると右中殿筋の表面から活発な筋電活動が記録され、ＣＯＰが左へ偏移すると左中殿筋の表面から同じく活発な筋電活動が見られた。このことから、両側の中殿筋はＣＯＰの揺れと共に交互に収縮していることがわかる。
【実施例２】
【００４６】
［立位姿勢時骨盤構造モデルの構築］
図８（Ａ）は、人間（ヒト）の骨盤の模式的構造図である。この図に示すように、骨盤（Ｐｅｌｖｉｃ）は４つの不規則な骨（寛骨、坐骨、恥骨、仙骨）から構成された複雑な骨の連結体である。
仙骨（ｓａｃｒｕｍ）は、第５腰椎との間に腰仙関節（ｌｕｍｂｏｓａｃｒａｌ  ｊｏｉｎｔ）が形成され、両側の寛骨臼は大腿骨頭（Ｈｅａｄ）との間に股関節（Ｈｉｐ  ｊｏｉｎｔ）が作られている。
骨盤（Ｐｅｌｖｉｃ）の運動に関する筋群は腰仙関節に大腰筋（ＰＭ：Ｐｓｏａｓ  ｍａｊｏｒ）、小腰筋および背椎起立筋があり、股関節には臀部の筋群、大腰筋と大腿周囲の筋群を含む数多くの筋に関係している。
【００４７】
立位姿勢の維持は、神経中枢の制御による各筋群の共同作用の結果であり、ある特定な筋だけの活動ではない。ここで、モデルを簡潔に表すために、骨盤左右方向への運動は大腰筋（ＰＭ）と中殿筋（ＧＭ：Ｇｌｕｔａｅｕｓ  ｍｅｄｉｕｍ）の２つの筋群の働きによるものだと簡略化した。大腰筋（ＰＭ）は腰仙関節を、中殿筋（ＧＭ）は股関節を動かしているとすれば先の計測結果とほぼ一致する。
【００４８】
図８（Ｂ）は大腿骨の模式的構造図である。この図に示すように、大腿骨（ｆｅｍｕｒ）の構造的な特徴は、大腿骨頭（Ｈｅａｄ）と大転子（Ｇｒｅａｔｅｒ  ｔｒｏｃｈａｎｔｅｒ）、小転子（Ｌｅｓｓｅｒ  ｔｒｏｃｈａｎｔｅｒ）にある。大転子は中殿筋（ＧＭ）、小転子は大腰筋（ＰＭ）が付着するところである。その形状はＹ型となっている。
【００４９】
図９は、本発明による骨盤構造モデルである。骨盤、腰仙関節、股関節と大腰筋の特徴および大腰筋と中殿筋の働きから立位姿勢時の骨盤構造モデルを構築した。このモデルでは骨盤が三角形であり、３つの関節と４つの筋から構成された閉リンク系である。モデルのダイナミックな解析を簡潔化するため、両足間の距離２ｄと両股関節間の距離ＥＦが同等であると仮定した。
この骨盤構造モデルにおいて、神経系による立位時姿勢制御の目的は腰仙関節と股関節の揺れ角度（θ１とθ２）をゼロに保持することとなる。
【００５０】
図９の骨盤構造モデルから立位時の身体重心の鉛直方向への投影座標Ｖｃｏｐが数２の式（４）（５）で求められる。
もしＶｃｏｐの絶対値がｄ（両足間の距離の半分）より大きいと立位姿勢の保持は不可能となり、転倒が発生する。すなわち、立位姿勢を維持するために、常に数２の式（６）の条件が成立しなければならない。
【００５１】
【数２】
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【００５２】
［動力学的な解析］
図１０は、簡略化した骨盤構造モデルの模式図である。
図５に示したように、自然立位時の足関節の動揺角度範囲は、腰仙関節の動揺角度範囲とほぼ等しい。また図６に示したように、この２つの動揺角度の位相差はπ（１周期の半分）となっている。この２つの事実から、立位姿勢時の骨盤構造モデル（図９）において、数３の式（７）の関係が成立する。
つまり、立位時の身体は常に動揺しているにも関わらず、ヒトの胴体部分は鉛直方向に保持されているといえる。
【００５３】
この事実によって、立位姿勢時の骨盤構造モデルを簡略化すると図１０のような１自由度多リンク系モデルとなる。このモデルは、ヒトの両足に相等する２本の長さが等しい脚部リンク４と、胴体に相等する１本の胴部リンク５と、骨盤に相等する骨盤リンク６とからなる。２本の脚部リンク４は、両足間の距離２ｄで床に回転可能に枢着され、両足間の距離２ｄと同じ長さの骨盤リンク６の両端に回転可能に枢着される。胴部リンク５の下端は骨盤リンク６の中央に回転可能に枢着され、かつ胴部リンク５は常に鉛直に保持される。
このモデルを駆動しているアクチュエータは、大腰筋（ＰＭ）と中殿筋（ＧＭ）である。この図から直感的にもわかるが、右のＧＭ、左のＰＭと左のＧＭ、右のＰＭが交互に収縮する必要があると考えられる。
このモデルにおいて、ラグランジュ法によって運動方程式を求めると数３の式（８）となる。
【００５４】
【数３】
2006262917.tif 000005
【００５５】
［中枢神経系のバランス制御とシミュレーション］
図１１は、ヒトの中枢神経における制御のブロック線図である。
ヒトの立位姿勢の維持には中枢神経の制御が欠かせない。もし、大脳と脊髄の制御が無ければ直立することは不可能となる。中枢神経には内耳前庭の平衡間隔受容器、視覚と全身の筋と骨膜に分布している固有間隔受容器等の入力によって関係する筋への神経出力信号を決めて立位時の姿勢を維持することを実現される。この過程はフィードバック制御であり、そのブロック線図はこの図のように表せる。
【００５６】
この図において、中枢神経は身体動揺の誤差信号ｒを検出し、ＰＭ，ＧＭ等の筋群を制御する。もし式（６）の条件が成立すればヒトの立位状態は維持される。このうち、中枢神経はいかにＰＭ，ＧＭ等の筋群を制御しているかという問題はまだはっきり解明されていない。ここでは、中枢神経の制御は誤差信号と比例（Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ）、積分（Ｉｎｔｅｆｒａｌ）、及び微分（Ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ）の方式、いわゆるＰＩＤ制御方式で平衡維持に関連する筋群を制御していると仮定した。
数４の式（９）（１０）は図１１のブロック線図に基づき、ＰＩＤ制御の様子を表している。
【００５７】
【数４】
2006262917.tif 000006
【００５８】
式（１０）のτ（ｔ）は筋群の収縮により作り出すトルクであり、ｔｄは時間遅れ（Ｔｉｍｅ  ｌａｇ）、ζは誤差信号の閾値である。つまり、立位姿勢時の中枢神経の制御は感覚信号入力の時間遅れｔｄと受容器の不感時間ζ（ｄｅａｄ  ｚｏｎｅ）も考慮しなければならない。誤差信号がζ以内の時、筋群のトルクは発生しないと仮説した。ｔｄ、ζの値をゼロにすると、式（８）（９）（１０）から数５の式（１１）が求まる。
また式（１１）をラプラス変換すると数５の式（１２）（１３）からθ（ｓ）が求まる。
さらに式（１３）内のＫＩをゼロにする（ＰＤ制御）と数５の式（１４）からθ（ｔ）が求まる。その安定条件は、ＫＤ＜０とＫＰ＜Ｇとなっている。
なお、ＫＰ，ＫＤとＫＩの求め方は、最小二乗法を用いた。
【００５９】
【数５】
2006262917.tif 000007
【００６０】
図１２は、ヒトの身体各パーツの質量と位置の同定法を示す図である。
被検者ごとに、ＰＩＤ制御の各係数を同定する際、被検者の身体各パーツの質量と位置を知らなければならない。ここでは、一般的な身体構造モデルを使って被検者の身体特徴を求める。
その求め方は、下腿の質量は身体質量の１７．５％、腰部の質量は身体質量の１８．９％、胴体と上肢の質量は身体質量の４６．１％にした。また、下腿質量の中心の高さは身長の３０．１３％、腰の高さは身長の５４．６％、腰から胴体中心の距離は身長の１６．３％にした。
【００６１】
図１３は身体動揺角θの時間変化を示す図である。この図に示すように、４秒後の揺れ角度θはゼロまで戻って体が直立状態になっている。
【００６２】
ｔｄ、ζの値がゼロでない時、初期関数θ（ｔ）、ｄθ（ｔ）／ｄｔを決めて、式（８）（９）（１０）によって立位時の左右方向へに身体動揺をシミュレーションすることが可能となる。
図１４は、身体動揺角のシミュレーション結果と実験値の比較図である。この図は、シミュレーションした身体動揺の結果と開眼時に実際に測定した身体動揺の一例を比較したものである。
適切なｔｄとζを選んで、ＫＰ，ＫＩとＫＤの値を調節して周期的な振動の曲線を得られる。この例ではｔｄ＝０．１１ｓ，ζ＝０．２°、ＫＰ＝−５２５Ｎｍ／ｒａｄ，ＫＩ＝−０．０６Ｎｍ／ｒａｄ，ＫＤ＝−１５５Ｎｍｓ／ｒａｄに与えた。シミュレーションした結果と実際の測定結果（振幅と周波数）がよく一致していることが認められる。
【実施例３】
【００６３】
図１５〜１６は、上述した本発明の方法により、８人の被験者のＫＰ、ＫＤを求めたものである。
これらの結果から、図１５から比例係数ＫＰは正常者の開眼と閉眼であまり違いがないのに対し、図１６から微分係数ＫＤは、開眼と閉眼で大きく相違することがわかる。このことから、眼からの情報により中枢神経を制御する平衡能力と微分係数ＫＤとの関係が大きいと考えられる。
【実施例４】
【００６４】
図１７は、被験者を回転椅子に載せて回転させた後、上述した本発明の方法により、８人の被験者のＫＤと遅れを求めたものである。この図において、横軸の１、２、３、４は回転椅子の異なる回転条件を示しており、それぞれ角加速度は１，２，３，４（ｒａｄ／ｓ２）、最高角速度は、２０，４０，６０，８０（ｒａｄ／ｓ）、持続時間は、３４，７，１６，７（ｓｅｃ）、減速角加速度は、１，２，３，４（ｒａｄ／ｓ２）であった。
これらの結果から、微分係数ＫＤは、横軸の１、２、３、４に対して、１０５．６±２５．５、８７．３±３３．２、８４．４±２１．３、６１．５±１２．６（Ｎｍｓ／ｒａｄ）であった。このことから、微分係数ＫＤが有意に減少したことが分かった。
【００６５】
なお、本発明は上述した実施の形態に限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変更できることは勿論である。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】本発明による身体動揺測定装置の構成図である。
【図２】診断解析手段に相当するコンピュータの構成図である。
【図３】本発明の身体動揺測定装置方法を示す図である。
【図４】立位時の身体動揺角の関係を示す図である。
【図５】立位時の身体動揺角の測定結果を示す図である。
【図６】身体動揺角の時間変化図（Ａ）と、これをフーリエ変換しその位相差を計算した図（Ｂ）である。
【図７】閉眼時の中殿筋表面の電気活動とＣＯＰの偏移との関係を示す図である。
【図８】人間（ヒト）の骨盤の模式的構造図（Ａ）と大腿骨の模式的構造図（Ｂ）である。
【図９】本発明による骨盤構造モデルである。
【図１０】簡略化した骨盤構造モデルの模式図である。
【図１１】ヒトの中枢神経における制御のブロック線図である。
【図１２】ヒトの身体各パーツの質量と位置の同定法を示す図である。
【図１３】身体動揺角θの時間変化を示す図である。
【図１４】身体動揺角のシミュレーション結果と実験値の比較図である。
【図１５】本発明による被験者の比例係数ＫＰの測定結果である。
【図１６】本発明による被験者の微分係数ＫＤの測定結果である。
【図１７】被験者を回転椅子に載せて回転させた場合の本発明による被験者の微分係数ＫＤの測定結果である。
【図１８】従来の重心動揺計の説明図である。
【図１９】特許文献１の手段を示す模式図である。
【符号の説明】
【００６７】
１  被験者、２  第１リンク、第２リンク３、
４  脚部リンク、５  胴部リンク、６  骨盤リンク、
１０  位置決め手段、１２  足位置指標、１４  視線指標、
２０  画像入力手段、２２ａ、２２ｂ、２２ｃ  撮影指標、
２４ａ，２４ｂ，２４ｃ  ＣＣＤカメラ、
３０  診断解析手段、３０ａ  コンピュータ、３１  内部バス、
３２  インタフェース、３３  ＣＰＵ、３４  ＲＯＭ、３５  ＲＡＭ、
３６  ディスプレイ、３７ａ  キーボード、３７ｂ  マウス、
３８  ドライブ、３９  ハードディスク、
４２  重心動揺計、４４  表面筋電計測電極、
４６  コンピュータ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
2006262917.tif 000024
【図１８】
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【図１９】
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