(57)【要約】【課題】   歩行動作を少ない誤差で短い演算時間で測定できる運動測定装置ならびに前記運動測定装置を使用した運動測定方法を提供する。【解決手段】  下肢や体幹に取付けられた角速度センサ１２から得られた３軸の角速度成分からクオータニオンｑを算出し、加速度センサ１３から得られた３軸の加速度成分からクオータニオンｚを算出する。カルマンフィルタによって、角速度成分のクオータニオンｑを、加速度成分のクオータニオンｚで補正する。さらに、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンと加速度成分のクオータニオンｚとの差に応じて、カルマンフィルタの雑音比の設定を変えることで、運動加速度成分による角度測定誤差が低減される。【選択図】図１
2015217053.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
三次元動作部に設置される角速度センサならびに加速度センサを有する運動測定装置において、
前記角速度センサは互いに直交する３軸方向の角速度成分を検知し、前記加速度センサは互いに直交する３軸方向の加速度成分を検知するものであり、
前記角速度成分の検知信号と、前記加速度成分の検知信号と、が与えられる演算部が設けられ、
前記演算部は、３軸方向の前記角速度成分をクオータニオンに変換するステップならびに３軸方向の前記加速度成分をクオータニオンに変換するステップと、加速度成分から変換された前記クオータニオンを観測値とし、角速度成分から変換された前記クオータニオンを、カルマンフィルタを適用して補正するステップ、とを有することを特徴とする運動測定装置。
【請求項２】
カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとを比較し、その比較値に基づいて、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させるステップとを有する請求項１記載の運動測定装置。
【請求項３】
前記比較値に基づいてカルマンゲインを決定する雑音比を変更することで、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させる請求項２記載の運動測定装置。
【請求項４】
前記カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとの差または比が大きくなるにしたがって、前記カルマンフィルタでは、加速度成分の依存度が小さくなるように補正される請求項２または３記載の運動測定装置。
【請求項５】
カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンから回転行列を求めるステップと、前記回転行列から前記可動部の動作角度を求めるステップと、を有する請求項１ないし４のいずれかに記載の運動測定装置。
【請求項６】
前記角速度センサと前記加速度センサは、少なくとも足部に設けられる請求項１ないし５のいずれかに記載の運動測定装置。
【請求項７】
前記角速度センサと前記加速度センサは、足部と下腿部ならびに大腿部に設けられる請求項６記載の運動測定装置。
【請求項８】
前記角速度センサと前記加速度センサは、さらに体幹部に設けられる請求項７記載の運動測定装置。
【請求項９】
請求項１ないし８のいずれかに記載された運動測定装置を用いて、人の 歩行動作を測定することを特徴とする運動測定方法。
【請求項１０】
下肢運動機能障害者の下肢に電気刺激を与えたときの歩行動作を測定する請求項９記載の運動測定方法。
【請求項１１】
健常者の歩行を測定し、下肢運動機能障害者 の歩行と健常者の歩行と対比して、電気刺激を与える場所を決定する請求項１０記載の運動測定方法。
【請求項１２】
前額面で見たときの下肢運動機能障害者 の足部の反りが健常者よりも大きいときには、総腓骨神経に電気刺激を与える請求項１１記載の運動測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、角速度センサと加速度センサを使用して下肢の動作角度を測定する運動測定装置および前記運動測定装置を使用して下肢の歩行動作を測定する運動測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
特許文献１に、歩行特性評価システムに関する発明が記載されている。この歩行特性評価システムは、人間の歩行特性、特に歩行が困難な患者などにおける三次元歩行特性を無拘束で長時間測定し、病状や治療効果の診断に利用する情報を得るというものである。
【０００３】
この歩行特性評価システムは、複数の身体装着型センサと携帯型データ記録器と解析装置とから構成されている。身体装着型センサによって、足の加速度と角速度が測定される。
【０００４】
加速度と角速度の測定データは解析装置で演算される。この演算は、角速度波形から一歩分の遊脚状態が探索される。遊脚状態が探索されると、足の姿勢・フレームマトリクスが計算される。この計算は、加速度として検出された重力加速度を利用して行われる。さらに、遊脚開始後の測定角速度からサンプリング周期中のフレームマトリクスの回転量が求められ、測定加速度の座標変換および積分が行われる。
【０００５】
加速度の座標変換と積分が行われた後に、遊脚終了時とその後の立脚時のフレームマトリクスが一致するように、遊脚時のフレームマトリクスが修正される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１０−１１０３９９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
特許文献１に記載された歩行測定評価システムは、加速度データと角速度データとが、それぞれオイラー角の測定情報として得られ、オイラー角の測定情報を用いて、フレームマトリクス手法で足の姿勢を算出している。フレームマトリクス手法は、３軸の加速度成分から３次元加速度行列を求め、３軸の角速度成分から３次元加速度行列の回転量が算出される。
【０００８】
この計算手法では、固有ベクトル（固有関数）が複数存在するために、物理量の算出の際に縮退が発生するため、演算に時間を要することになり、また３次元の歩行事象などを算出する際に誤差が大きくなる欠点がある。
【０００９】
本発明は上記従来の課題を解決するものであり、歩行事象を迅速な演算で最小の誤差の基で算出できるようにした運動測定装置を提供することを目的としている。
【００１０】
また本発明は、前記運動測定装置を使用して、歩行動作を測定して評価できる歩行補助方法を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、三次元動作部に設置される角速度センサならびに加速度センサを有する運動測定装置において、
前記角速度センサは互いに直交する３軸方向の角速度成分を検知し、前記加速度センサは互いに直交する３軸方向の加速度成分を検知するものであり、
前記角速度成分の検知信号と、前記加速度成分の検知信号と、が与えられる演算部が設けられ、
前記演算部は、３軸方向の前記角速度成分をクオータニオンに変換するステップならびに３軸方向の前記加速度成分をクオータニオンに変換するステップと、加速度成分から変換された前記クオータニオンを観測値とし、角速度成分から変換された前記クオータニオンを、カルマンフィルタを適用して補正するステップ、とを有することを特徴とするものである。
【００１２】
本発明の運動測定装置は、３軸方向の角速度成分と３軸方向の加速度成分からクオータニオン（４元数）が算出される。角速度成分からクオータニオンを算出するステップに時間積分が含まれるため、この積分の際に角速度センサのオフセットドリフトによるノイズが累積しその累積値が誤差となって現れる。そこで、加速度成分から算出されたクオータニオンを観測値として利用し、カルマンフィルタで前記誤差を補正することで、３次元的な角度を、少ない誤差で求めることができる。クオータニオンを使用した演算は、基本的に縮退による処理時間の遅延が起きないために、また演算に多くの条件を代入する必要がないため、演算速度を迅速化できる。
【００１３】
本発明の運動測定装置は、カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとを比較し、その比較値に基づいて、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させるステップとを有することが好ましい。
【００１４】
例えば、前記比較値に基づいてカルマンゲインを決定する雑音比を変更することで、前記カルマンフィルタによる補正条件を変化させる。
【００１５】
本発明は、前記カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンと、加速度成分から変換された前記クオータニオンとの差または比が大きくなるにしたがって、前記カルマンフィルタでは、加速度成分の依存度が小さくなるように補正されることが好ましい。
【００１６】
本発明は、３軸の加速度成分から重力加速度の方向を算出して、加速度センサが搭載されている可動部の姿勢を検知し、この検知出力のクオータニオンによって、角速度成分によるクオータニオンを補正している。しかし、足の動きによっては、加速度センサで比較的大きな運動加速度が検知されるため、可動部の姿勢検知精度が低下し、カルマンフィルタで補正された後のクオータニオンに含まれる誤差が大きくなる。そこで、カルマンフィルタで補正された後のクオータニオンと、加速度成分から求められたクオータニオンとを比較し、その差（またはその比）に応じて、カルマンフィルタでの補正係数を変え、運動加速度の影響が少なくなるようにカルマンゲインを変更できるようにしている。
【００１７】
本発明は、カルマンフィルタで補正された前記クオータニオンから回転行列を求めるステップと、前記回転行列から前記可動部の動作角度を求めるステップと、を有するものである。
【００１８】
本発明は、前記角速度センサと前記加速度センサが、少なくとも足部に設けられる。また、前記角速度センサと前記加速度センサが、足部と下腿部と大腿部に設けられる。さらに、人体の体幹部にも設けられることが好ましい。
【００１９】
次に、本発明の運動測定方法は、前記運動測定装置を用いて、人の歩行動作を測定することを特徴とするものである。
【００２０】
上記運動測定方法では、下肢運動機能障害者の下肢に電気刺激を与えたときの歩行動作を測定することができる。
【００２１】
さらに、健常者の歩行を測定し、下肢運動機能障害者の歩行と健常者の歩行と対比して、電気刺激を与える場所などを決定することが可能である。
【００２２】
前記運動測定装置では、下肢の歩行事象を精度よく測定できるので、この測定結果を利用して、下肢運動機能障害者に対して電気刺激を適正に与えることができる。
【００２３】
なお、前額面で見たときの下肢運動機能障害者の足部の反りが健常者よりも大きいときには、総緋骨神経に電気刺激を与えることで、前記反りを低減させた歩行を実現できるようになる。
【発明の効果】
【００２４】
本発明の運動測定装置は、３軸方向の角速度成分と３軸方向の加速度成分をクオータニオン（４元数）に変換する。角速度成分をクオータニオンに変換する際の積分により、角速度センサのオフセットドリフトが累積されて誤差となって現れるが、加速度成分を変換したクオータニオンを観測値として利用し、カルマンフィルタを適用して角速度成分に基づくクオータニオンを補正することで、歩行時の下肢の動作角度などを迅速な演算で精度良く求めることができる。
【００２５】
また、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンと、加速度成分から得られたクオータニオンの比較に基づいて、カルマンフィルタによる補正条件を変えることで、加速度センサで重力加速度以外の運動加速度が検知されることによる補正誤差の増大を抑制できるようになる。
【００２６】
本発明の運動測定装置を使用した運動測定方法では、下肢の動作を精度良く測定できるので、例えば、電気刺激を与えている下肢運動機能障害者と健常者の歩行とを正確に対比できるようになる。本明細書での下肢運動機能障害者とは、下肢脳卒中片麻痺患者などの下肢麻痺患者や、麻痺以外の要因による下肢障碍者などを含む概念である。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明の実施の形態での運動測定装置の処理ステップと演算部のブロックとを示すブロック図、
【図２Ａ】本発明の運動測定装置が人体に装着された状態を示す構成図、
【図２Ｂ】下肢部及び体幹部へのセンサの取付け位置の具体例を示す構成図、
【図３】下肢運動機能障害者への電気刺激の付与のタイミングを説明する線図、
【図４Ａ】本発明の実施の形態の運動測定装置を使用して電気刺激を与えた下肢運動機能障害者の歩行と、健常者の歩行の、足部の傾斜角度をｘｙ面に投影したときの測定結果を示す線図、
【図４Ｂ】本発明の実施の形態の運動測定装置を使用して電気刺激を与えた下肢運動機能障害者の歩行と、健常者の歩行の、足部の傾斜角度をｙｚ面に投影したときの測定結果を示す線図、
【図４Ｃ】本発明の実施の形態の運動測定装置を使用して、電気刺激を与えた下肢運動機能障害者の歩行と、健常者の歩行の、足部の傾斜角度をｚｙ面に投影したときの測定結果を示す線図、
【図５】電気刺激を与えた歩行の踵接地における前額面（ｘｙ面）での足の傾斜角度を、電気刺激を与えた部位ごとに比較する線図、
【図６】比較例となる運動測定装置のブロック図、
【図７】本発明の実施の形態の運動測定装置と、比較例の運動測定装置との、測定精度の違いを示す線図、
【図８】本発明の実施の形態の運動測定装置と、比較例の運動測定装置との、測定精度の違いを示す線図、
【図９】本発明の実施の形態の運動測定装置と、比較例の運動測定装置との、測定精度の違いを示す線図、
【図１０】本発明の実施の形態の運動測定装置と、比較例の運動測定装置との、測定精度の違いを示す線図、
【発明を実施するための形態】
【００２８】
（運動測定装置）
本発明の実施の形態の運動測定装置１０は、三次元動作部の動作角度を測定するものである。以下の実施の形態では、三次元動作部が歩行動作部であり、運動測定装置１０によって、歩行動作部の動作角度が測定される。
【００２９】
図２Ａ，図２Ｂには、歩行中の人体１が模式的に示されている。運動測定装置１０によって、人体１の腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５の動作角度が測定される。腰部２に慣性センサＳｂが固定される。大腿部３に慣性センサＳｔが、下腿部４に慣性センサＳｓが固定され、足部５に慣性センサＳｆが固定される。
【００３０】
図２Ａは、各慣性センサを、腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５の側部に取付けた例を示し、図２Ｂは、腰部（体幹部）２の背部と、大腿部３と下腿部４ならびに足部５の前部に取付けた例を示している。図２Ａ，Ｂは各慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆの取付け位置を例示したものであり、腰部（体幹部）２、大腿部３、下腿部４、足部５において、その運動を的確に検出できる位置であれば、各慣性センサをそれぞれの部位のどの位置に取付けてもよい。
【００３１】
本発明の実施の形態の運動測定装置１０は、前記慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆと前記演算部１１とで構成されている。各慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆからの検知出力は演算部１１に与えられる。演算部１１はＣＰＵとメモリとから構成されている。演算部１１は、人体１に装着されるものであってもよいし、人体１から離れた位置にあって、慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆの検知出力が有線または無線で伝達されるものであってもよい。
【００３２】
図１は、運動測定装置１０の処理ステップを示すブロック図である。
慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆのそれぞれは、角速度センサ１２と加速度センサ１３とから構成されている。図１のブロック図には、複数の慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆのうちの１つの慣性センサを構成する角速度センサ１２と加速度センサ１３とがブロックで示されている。
【００３３】
角速度センサ１２と加速度センサ１３の検知出力が演算部１１に与えられ、演算部１１では、図１に示すステップ１（ＳＴ１）からステップ７（ＳＴ７）に示す演算処理が行われる。この演算処理により、図２Ａ，図２Ｂに示す各基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度が算出される。ｅＢは腰部（体幹部）の基本ベクトル、ｅＴは大腿部の基本ベクトル、ｅＳは下腿部の基本ベクトル、ｅＦは足部の基本ベクトルである。
【００３４】
角速度センサ１２は、例えば振動型ジャイロスコープであり、コリオリ力を利用して角速度が検知される。角速度センサ１２では、互いに直交する３軸方向（３軸回り）の角速度成分が検知される。加速度センサ１３は、例えば質量が可撓性の支持部に支持されており、加速度による質量の変位が支持部の撓み量として圧電素子などで検知されるものであり、互いに直交する３軸方向の加速度成分が検知される。
【００３５】
図１に示す演算部１１の演算処理のステップ１（ＳＴ１）では、角速度センサ１２で検知された３軸方向の角速度成分の全てに基づいてクオータニオン（４元数）が算出される。角速度成分からのクオータニオンｑの算出は、クオータニオンの時間変化を積分することで行われ、時間発展の式により求められる。角速度成分から求められるクオータニオンｑの状態式は、以下の数１で表される。
【００３６】
【数１】
2015217053.tif 000003
【００３７】
上記において、ωｘ、ωｙ、ωｚは、角速度センサ１２から得られた３軸の（３軸回りの）角速度成分である。角速度成分からクオータニオンｑを算出する際に、時間発展の式が積分になるため、角速度センサ１２のオフセットドリフトが累積されることになり、数１に示したクオータニオンｑには、累積した誤差ｗが含まれる。
【００３８】
ＳＴ２では、３軸の加速度成分からクオータニオンｚを算出する。数２は、加速度センサ１３で重力の加速度を測定することで得られる回転量θを示し、数３はそのときの回転軸Ａを示している。ｇ０は、加速度センサ１３の初期姿勢として設定された加速度ベクトルであり、ｇは加速度センサ１３で測定されている加速度ベクトルである。
【００３９】
【数２】
2015217053.tif 000004
【００４０】
【数３】
2015217053.tif 000005
【００４１】
前記数２と数３を基にして、加速度のクオータニオンｚが数４のように求められる。
【００４２】
【数４】
2015217053.tif 000006
【００４３】
上記クオータニオンｚの観測式は、以下の数５に示す通りである。
【００４４】
【数５】
2015217053.tif 000007
【００４５】
クオータニオンｚの観測式に含まれるｖは誤差である。加速度センサ１３で検知される加速度成分に、重力加速度成分のみならず運動加速度成分が含まれると、運動加速度成分によるノイズが前記誤差ｖに含まれる。
【００４６】
なお、ＳＴ１とＳＴ２は、どちらが先に行われてもよいし、同時のステップとして処理されてもよい。
【００４７】
前述のように角速度成分から算出されたクオータニオンｑには、時間発展の式を計算する際に、角速度センサ１２のノイズなどが積分過程で累積されて顕在化した誤差ｗが含まれる。そこで、角速度成分から算出されたクオータニオンｑにカルマンフィルタを適用し、このときに、加速度成分から算出したクオータニオンｚを観測値とすることで、誤差の修正が行われる。
【００４８】
すなわち、図１に示すＳＴ３では、数１の状態式と数５の観測式の空間モデルから、カルマンフィルタにおいて以下の数６に示すように、予測値の補正が行なわれる。
【００４９】
【数６】
2015217053.tif 000008
【００５０】
数６におけるＫは、数１の状態式に対するカルマンゲイン、すなわち角速度成分から得られたクオータニオンｑの状態式に対するカルマンゲインを示している。カルマンフィルタでは、プロセス雑音と観測雑音（測定雑音）の雑音比によってカルマンゲインＫが決定される。前記雑音比が小さいほどカルマンゲインＫが大きくなり、雑音比が大きくなるとカルマンゲインＫが小さくなるように設定される。数６では、カルマンゲインＫが大きくなると加速度成分の依存度の高い信号が出力され、カルマンゲインＫが小さくなると、加速度成分の依存度の低い信号が出力される。
【００５１】
次に、加速度センサ１３は、重力加速度の加速度ベクトルを検知して、加速度センサ１３が設置されている部位の姿勢を検知するものであるが、加速度センサ１３が装着されている可動部の運動速度が速いと、運動加速度成分が検知出力に占める比率が高くなり、数５に示す誤差ｖが大きくなる。そこで、ＳＴ４では、カルマンフィルタにより推定されたクオータニオン（図１では、ハット付きのｑで表現されている）と、加速度成分から得られたクオータニオンｚとが比較され、その差に応じて、カルマンフィルタにおける雑音比を変更できるようにしている。
【００５２】
【数７】
2015217053.tif 000009
【００５３】
数７のｎが雑音比、ａ，ｂは定数である。ａ，ｂは実際の測定値から試行錯誤的に決められた数値である。ＳＴ４において、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンｑ（ハット付き）と加速度成分から得られたクオータニオンｚとの差が大きくなると、数７に示す雑音比ｎが大きくなるため、数６のカルマンゲインＫが小さくなり、カルマンフィルタでは、加速度成分の依存度が小さくなるようにクオータニオンが補正される。この補正により、運動加速度成分による誤差が測定値に及ぼす影響を低減させることができる。
【００５４】
図１に示す演算部１１の演算処理のＳＴ５では、カルマンフィルタで補正されたクオータニオンから回転行列を求める。図１に示すＳＴ１以下の演算は、全ての慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆからの出力に対して行われ、ＳＴ５で求められた回転行列を基にして、ＳＴ６でベクトルの回転が求められ、ＳＴ７において、図１に示す全ての基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度が求められる。
【００５５】
ＳＴ７での動作角度の算出は、回転行列を用いて、前記基本ベクトルを回転させ、回転後の基本ベクトルと回転前の基本ベクトルとを矢状面（ｙｚ面）と前額面（ｘｙ面）に射影し、その内積をとることで、基本ベクトルの動作角度が求められる。
【００５６】
あるいは、回転行列により基本ベクトルを回転させ、それぞれの基本ベクトルｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦを、図２Ａ，図２Ｂに示すグローバル座標ｘ−ｙ−ｚにおいて、ｘｙ面、ｙｚ面、ｚｘ面の３つの面に射影することで、下肢の各部分の動作角度（傾斜角度）が求められる。
【００５７】
（歩行補助装置を使用した歩行補助方法）
図３ならびに図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃを参照して、前記運動測定装置１０を使用した運動測定方法の一例を説明する。
【００５８】
図３は、下肢運動機能障害者である下肢麻痺患者（下肢脳卒中片麻痺患者）１名を被験者として、下肢に電気刺激を与えて歩行を補助する際の電気刺激印加のタイミングを検出する方法を示し、図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃには、電気刺激を与えないときの前記被験者の歩行と、電気刺激を与えたときの前記被験者の歩行と、健常者（電気刺激は与えない）の歩行とを、前記運動測定装置１０を使用して測定し比較した結果が示されている。この運動測定装置１０では、図２Ｂに示すようにして、被験者と健常者の下肢に各慣性センサを取り付けた。
【００５９】
下肢麻痺患者の被験者に対し、前脛骨筋（ＴＡ）への電気刺激、総腓骨神経（ＣＰＮ）への電気刺激、前脛骨筋（ＴＡ）と総腓骨神経（ＣＰＮ）の双方への電気刺激を与えて歩行を補助する実験を試みた。電気刺激は、前記各部に表面電極を貼り、３００μｓのパルス幅で２０Ｈｚで与えた。
【００６０】
図３は、足部５に設置された慣性センサＳｆの検知出力のうちの矢状面（ｙｚ面）の角速度成分をサンプリング周期１００Ｈｚで計測した結果を示している。
【００６１】
図３の線図においてＦＦは足底接地である。ＦＦから角速度が正に変化し始めるときを踵離地（ＨＯ）とし、その後に角速度が正から負へと変化するゼロクロス点を爪先離地（ＴＯ）とし、再び角速度が正に上昇し始めた点を踵接地（ＨＣ）としている。そして、ＨＣから角速度が一度正になってから下がった時点をＦＦとしている。一定時間で角速度の変化がなくＦＦが継続しているときは、静止状態と判断して電気刺激を与えず、その後のＨＯから歩行が開始された後に、ＨＯからＦＦ開始までの期間で電気刺激を与えた。
【００６２】
被験者が電気刺激を与えられて歩行しているときに、運動測定装置１０によって足部５に設定される基本ベクトルｅＦの動作角度を算出し、ｘｙ平面、ｙｚ平面、ｚｘ面に射影した結果が、図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃに示されている。
【００６３】
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃの各線図は、縦軸が足部の基本ベクトルｅＦの傾斜角度である。足部５の向きと縦軸の正負の符号との関係は以下の通りである。
【００６４】
図４Ａは、プラス側が足部５の外反り方向の角度を示し、マイナス側が内反り方向の角度を示している。図４Ｂは、プラス側が足部５の背屈方向の角度を示し、マイナス側が底屈方向の角度を示している。図４Ｃは、プラス側が足部５の外転方向の角度を示し、マイナス側が内転方向の角度を示している。
【００６５】
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃの横軸は正規化した歩行周期を示している。図４の全図において、Ｎは下肢麻痺患者である被験者に対して電気刺激を与えていないときの歩行動作、ＴはＴＡ刺激での歩行動作、ＣはＣＰＮ刺激での歩行動作、ＢはＴＡとＣＰＮの双方へ刺激を与えたときの歩行動作である。
【００６６】
図４Ａ、図４Ｂ、図４ＣのＨＳは、健常者の歩行を前記運動測定装置１０で測定し、足部５に設定される基本ベクトルｅＦの角度変化を算出し、ｘｙ平面、ｙｚ平面、ｚｘ面に射影した結果である。
【００６７】
それぞれの測定データは、図３に示すＨＣを基準として１スライド毎に分割し、各スライド時間を１００データにサンプリングして正規化し、歩行条件ごとに平均値を算出して対比させたものである。
【００６８】
図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃのように、運動測定装置１０を使用した運動測定方法では、被験者の各条件での歩行中の角度と、健常者の歩行中の角度を測定して互いに比較し、評価することができる。
【００６９】
次に、図５は、下肢麻痺患者の被験者に電気刺激を与えたときの歩行と、健常者の歩行における踵接地（ＨＣ）時の足部５の反りを、前額面（ｘｙ面）で見た比較状態を示している。前述のように、Ｎは被験者に電気刺激を与えていないときの歩行動作、ＴはＴＡ刺激での歩行動作、ＣはＣＰＮ刺激での歩行動作、ＢはＴＡとＣＰＮの双方へ刺激を与えたときの歩行動作である。ＨＳは、健常者の歩行動作である。
【００７０】
縦軸に示す足部５の傾斜角度の符号は、プラス側が足部５の外反りの角度を示し、マイナス側が内反りの角度を示している。
【００７１】
図５によると、Ｃで表すＣＰＮ刺激での歩行動作では足部の反りが少なく、Ｂで表すＴＡとＣＰＮの双方の刺激でも内反りを抑制できるのが解る。
【００７２】
本発明の実施の形態の運動測定装置１０を使用した測定を基に、下肢麻痺患者の被験者に刺激を与えたときの足部の角度と、健常者の歩行による足部の角度とを比較し、その差が大きいときは、ＣＰＮ刺激を与え、またはＴＡ刺激とＣＰＮ刺激の双方を与えることで、ｘｙ面での反りの少ない歩行を補助でき、転倒の危険性などを低減させることができる。
【００７３】
(実施の形態と比較例との対比)
図６は比較例となる運動測定装置１００を示している。
【００７４】
比較例の運動測定装置１００では、角速度センサ１２から検知された３軸の角速度成分がステップＳＴ１１で積分されて傾斜角度θgyroが求められる。一方、加速度センサ１３で検知された３軸方向の加速度は、ＳＴ１２でローパスフィルタに通過させ、ＳＴ１３でアークタンジェントの演算をすることで、重力加速度ベクトルを基準とした角度情報θaccが求められる。ＳＴ１４では、積分で求められた傾斜角度θgyroの誤差の累積を補正するために、加速度成分から求められた角度情報θaccを利用し、カルマンフィルタを使用することで角度を補正している。
【００７５】
さらにカルマンフィルタで補正された出力と、加速度成分から求められた角度情報θaccとを比較し、その比較結果に基づいてカルマンフィルタの雑音比の設定を変えることで、加速度センサ１３で検知される運動加速度が、動作角度の出力に与える影響を低減している。
【００７６】
図７ないし図１０は、図１に示す実施の形態の運動測定装置１０と図６に示す比較例となる運動測定装置１００の測定精度を比較している。
【００７７】
比較方法は、図２Ｂに示すように慣性センサＳｂ，Ｓｔ，Ｓｓ，Ｓｆを装着した健常者に、通常歩行とぶん回し歩行と称される障害歩行を実践させた。そして、実施の形態の運動測定装置１０と比較例の運動測定装置１００を使用して、図２Ｂに示す基本ベクトルｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度を測定した。
【００７８】
また、通常歩行と障害歩行を、３次元動作解析装置で測定して、基準データを得た。３次元動作解析装置では、被験者の肩峰、上前腸骨棘、大転子、大腿骨外側上顆、腓骨頭、外果、第５中足骨、腓骨頭と外果を結ぶ線と第５中足骨と同じ高さの交点、にマーカーを設置し、歩行動作をカメラで撮影し、画像処理してそれぞれの基本ベクトルｅＴ、ｅＳ、ｅＦの動作角度を求め、これを基準データとした。
【００７９】
３次元動作解析装置で測定した前記基準データと、図１に示す実施の形態の運動測定装置１０で得られた動作角度との間のＲＭＳＥ（Root Mean Square Error）を算出した。また、３次元動作解析装置で測定した前記基準データと、図６に示す比較例の運動測定装置１００で得られた動作角度との間のＲＭＳＥ（Root Mean Square Error）を算出した。
【００８０】
図７ないし図１０はその結果を示している。測定は、通常歩行と障害歩行を「slow」「normal」「fast」の３種類の歩行速度で５回ずつ行ない、それぞれの歩行速度において５回分の動作で算出されたＲＭＳＥの平均値を求めたものである。
【００８１】
図７は通常歩行において、矢状面（ｙｚ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）は、足部５の基準ベクトルｅＦの動作角度に関する測定データの比較、（ｂ）は、下腿部４の基本ベクトルｅＳの動作角度に関する測定データの比較、（ｃ）は、大腿部３の基本ベクトルｅＴの動作角度に関する測定データの比較である。
【００８２】
それぞれ歩行速度が「slow」「normal」「fast」に区分されている。線図での白色の棒グラフが比較例の運動測定装置１００の測定データに基づくものであり、黒色の棒グラフは、実施の形態の運動測定装置１０の測定データに基づくものである。
【００８３】
図８は、ぶん回し歩行と称される障害歩行において、矢状面（ｙｚ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）（ｂ）（ｃ）は、図７（ａ）（ｂ）（ｃ）と同種のデータの比較を意味している。
【００８４】
図９は通常歩行において、前額面（ｘｙ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）は、下腿部４の基本ベクトルｅＳの動作角度に関する測定データの比較、（ｂ）は、大腿部３の基本ベクトルｅＴの動作角度に関する測定データの比較である。
【００８５】
それぞれ歩行速度が「slow」「normal」「fast」に区分されている。線図での白色の棒グラフが比較例の運動測定装置１００の測定データに基づくものであり、黒色の棒グラフは、実施の形態の運動測定装置１０の測定データに基づくものである。
【００８６】
図１０は、ぶん回し歩行と称される障害歩行において、前額面（ｘｙ面）に射影した基本ベクトルの動作角度に関するＲＭＳＥであり、（ａ）（ｂ）は、図９（ａ）（ｂ）と同種のデータの比較を意味している。
【００８７】
図７ないし図１０から、本発明の実施の形態の運動測定装置１０で測定された下肢の各部の基本ベクトルの動作角度の測定値は、比較例の運動測定装置１００で測定されたものに比べて、誤差がきわめて低いことが解る。特に図８と図１０に示すように、ぶん回し歩行と称される障害歩行では、比較例と比べて誤差の少なさが顕著である。
【産業上の利用可能性】
【００８８】
前記実施の形態では、運動測定装置１０によって人体の歩行動作を測定することを基本として発明が説明されているが、本発明は、いわゆるロボットの歩行動作部や義足の歩行動作部の動作測定、さらには各種機械の三次元動作の角度測定に使用することが可能である。
【符号の説明】
【００８９】
１  人体
２  腰部
３  大腿部
５  足部
１０  運動測定装置
１１  演算部
１２  角速度センサ
１３  加速度センサ
ｅＢ、ｅＴ、ｅＳ、ｅＦ  基本ベクトル
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図６】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図５】
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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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