(57)【要約】本発明は、時間分解的に力を測定し、評価することのできる力評価装置に関する。かかる装置は少なくとも３つの力誘導手段を備え、この力誘導手段を１つの面に配置すると共に、人が上を歩行できる支持板に連結する。支持板を介して力誘導手段に働く圧縮力を、力誘導手段によって時間分解式に検出することができる。評価手段によって、検出した測定値から力のパワースペクトルを計算する。さらに、時間毎に決定した力／時間の関係を微分することで、作用した力の更なる特性を決定することができる。本発明の適用領域は、主に医療及びリハビリの分野や、人間の反応力に対するアルコール及び薬物の影響を観察する分野等である。
2008504080.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
力誘導手段に働く力を測定して時間分解的に評価することのできる力評価装置であって、
１つの面に配置した少なくとも３つの力誘導手段であって、その各々が単一の入力と単一の出力を有する、前記力誘導手段と、
前記力誘導手段に連結した堅固で歩行可能な支持板であって、前記力誘導手段を前記支持板の側部に前記支持板に隣接して配置し、前記支持板に働く圧縮力から生じて前記力誘導手段に作用する力を時間分解的に検出することができる、前記支持板と、
前記単一の出力側で前記力誘導手段に接続される評価手段であって、前記力誘導手段のうちの少なくとも１つの出力信号の合計から形成された全体信号を計算することのできるパワースペクトル計算手段；又は前記全体信号の時間微分と前記時間微分から導出する更なるパラメータとを計算することのできる微分手段；の少なくとも一方を有する前記評価手段と、を含む、力評価装置。
【請求項２】
前記パワースペクトル計算手段が、第１計算手段、第１メモリ、及び前記第１メモリに格納されたコマンドシーケンスを有し、それらによって前記パワースペクトルを計算することができること；又は、前記微分手段が、第２計算手段、第２メモリ、及び前記第２メモリに格納されたコマンドシーケンスを有し、それらによって前記時間微分と更なる特性を計算できること；の少なくとも一方を特徴とする、先行する請求項に記載の力評価装置。
【請求項３】
前記第１計算手段及び前記第２計算手段が同一であること、又は前記第１メモリ及び前記第２メモリが同一であること、の少なくとも一方を特徴とする、先行する請求項に記載の力評価装置。
【請求項４】
前記力誘導手段の誘導軸同士を互いに略水平に、そして力誘導面に略垂直に配置し、前記力誘導手段に前記誘導軸に沿って働く力、若しくは力成分を前記力誘導手段が測定できるように、前記力誘導手段の前記誘導軸を定義することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項５】
厳密に３つの力誘導手段が三角形をなすように、好ましくは二等辺三角形をなすように、特に好ましくは正三角形をなすように、前記３つの力誘導手段を前記力誘導面に配置することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項６】
前記支持板が三角形、詳細には正三角形であり、正三角形の場合に好ましくは辺の長さが５０ｃｍより長い及び／又は８０ｃｍ未満であり、特に好ましくは辺の長さが５５ｃｍより長い及び／又は７５ｃｍ未満であること；又は、前記支持板の耐圧強度が０．５ｋＮより大きい及び／又は５ｋＮ未満であり、詳細には１ｋＮより大きい及び／又は２ｋＮ未満であること；の少なくとも一方を特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項７】
前記支持板から離れた側に前記力誘導手段に隣接して基板を配置することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項８】
前記基板の形状、又は広さ、又は圧縮力のうちの少なくとも１つが前記支持板のものと同一であることを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価装置。
【請求項９】
前記力誘導手段の少なくとも１つが圧電センサであること；又は、前記力誘導手段の少なくとも１つの最大荷重値が０．５ｋＮより大きい及び／又は５ｋＮ未満であり、詳細には１ｋＮより大きい及び／又は２ｋＮ未満であること；又は、前記力誘導手段の少なくとも１つの測定精度が１％未満である、詳細には０．１％未満であること；又は前記力誘導手段の公称特性、若しくは感度が１ｍＶ／Ｖより大きい及び／又は１０ｍＶ／Ｖ未満である、詳細には２ｍＶ／Ｖであること；又は、前記力誘導手段のうちの少なくとも１つの誘導軸に沿った最大変形（公称測定路）が１ｍｍ未満、詳細には０．３ｍｍ未満であること；のうちの少なくとも１つを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項１０】
前記評価手段が、前記力誘導手段のうちの少なくとも１つに信号出力側で接続する少なくとも１つのオペアンプを有することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項１１】
各力誘導手段に前記信号出力側でオペアンプが接続することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価装置。
【請求項１２】
前記評価手段がアナログ／デジタル変換器ＡＤＣを有し、前記ＡＤＣが前記力誘導手段に信号出力側で接続することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項１３】
好ましくは前記力誘導手段の数に対応した数のチャネルを有するデータ取得カードとして前記ＡＤＣを作製することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価装置。
【請求項１４】
前記評価手段がコンピュータ、詳細にはパーソナルコンピュータ（ＰＣ）を有することを特徴とする、先行する請求項のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項１５】
前記コンピュータが前記ＡＤＣの信号出力側に接続することを特徴とする、先行する請求項、及び２つの請求項１２又は１３のうちの１つに記載の力評価装置。
【請求項１６】
力誘導手段に働く力を測定して時間分解的に評価することのできる力評価方法であって、
各々が１つの面（力誘導面）に単一の入力と単一の出力を有する、少なくとも３つの力誘導手段を、堅固で歩行可能な支持板の側部に前記支持板に隣接して配置して前記支持板に連結することで、前記支持板に働く圧縮力から生じて前記力誘導手段に作用する力を、前記力誘導手段が時間分解的に検出することができ、
１つの時間間隔において前記力誘導手段から離れた前記支持板の側に圧力がかかり、
前記力誘導手段に作用した前記圧力から生じた、前記力誘導手段のうちの少なくとも１つの出力信号の合計から、前記時間間隔に対して時間分解した全体信号を形成し、
前記全体信号のパワースペクトルを計算すること、又は前記全体信号の時間微分及び該時間微分から導出される更なる特徴を計算すること、の少なくとも一方を行うことを特徴とする、力評価方法。
【請求項１７】
前記全体信号、前記パワースペクトル、及び／又は時間微分と、前記導出された更なる特徴を、前記信号出力側で前記力誘導手段に接続したコンピュータを使った評価手段によって計算することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項１８】
請求項１から１５のうちの１つに記載の力評価手段を用いることを特徴とする、２つの先行する請求項のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項１９】
前記支持板上を人が歩行すること、又は前記支持板上に人が立つこと、の少なくとも一方によって前記圧力荷重が生じることを特徴とする、３つの先行する請求項のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２０】
前記力誘導手段に略垂直に前記力誘導手段に働く力、又は力成分を前記力誘導手段が検出することを特徴とする、４つの先行する請求項のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２１】
厳密に３つの力誘導手段が三角形をなすように、好ましくは二等辺三角形をなすように、特に好ましくは正三角形をなすように、前記３つの力誘導手段を前記力誘導面に配置することを特徴とする、請求項１６から２０のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２２】
全ての力誘導手段の前記出力信号の合計から、又は全ての力誘導手段の測定値時系列から、前記全体信号又は前記全体信号を形成する合計値時系列を形成することを特徴とする、請求項１６から２１のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２３】
前記支持板上の平均圧力荷重の測定に対して前記時間間隔にわたる前記全体信号の時間平均を形成することを特徴とする、請求項１６から２２のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２４】
少なくとも１つの力誘導手段の前記出力信号を、４０Ｈｚより大きいサンプリングレートで、詳細には５０Ｈｚより大きい及び／又は２５０Ｈｚ未満のサンプリングレートでサンプリングすることを特徴とする、請求項１６から２３のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２５】
前記時間間隔における前記力誘導手段の前記出力信号から、前記力誘導手段面に投影した人物の力学的重心の瞬時位置を測定し、前記力学的重心が前記人物の質量に起因する固定部分と、前記人物がその筋力によって前記支持板に及ぼす力に起因する部分とから構成されることを特徴とする、請求項１６から２４のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２６】
前記力学的重心の瞬時位置を、
【数１】
2008504080.tif 000004
によって計算し、式中Ｎは前記力誘導手段の数、ｉは力誘導手段の番号、ｍｉは観察した時間における番号ｉの力誘導手段の測定値、ｍｇｅｓはＮ個の力誘導手段の測定値の合計、ｒｉ(及びバー）は直交座標系における番号ｉの前記力誘導手段の空間ベクトルであることを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項２７】
前記力学的重心の瞬時位置から、又は前記力誘導手段面における前記力学的重心の移動軌跡から、前記時間間隔中に掃引された面を測定することを特徴とする、２つの先行する請求項のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項２８】
第１の人物に対して測定した掃引された面と、前記第１の人物と同一でない第２の人物に対して測定した掃引された面の割合を計算することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項２９】
詳細には高速フーリエ変換であるフーリエ変換、又は最大エントロピー法の少なくとも１つによって、前記全体信号の前記パワースペクトルを計算することを特徴とする、請求項１６から２８のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３０】
前記パワースペクトルをその中に含まれる前記周波数に関して評価し、詳細には、前記パワースペクトルに含まれる前記周波数の算術的及び／又は幾何学的平均、または前記パワースペクトルに含まれる最大値を計算することを特徴とする、請求項１６から２９のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３１】
前記時間間隔において前記全体信号の時間微分の正値の極大値を決定すること；それらの関数値によって前記極大値からヒストグラムを作成すること；又は、それらの関数値の大きさによって前記極大値を分類すること；のうちの少なくとも１つと、前記極大値の前記関数値の前記平均値を決定することとを特徴とする、請求項１６から３０のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３２】
前記ヒストグラムの作成の前及び／又は前記大きさによる分類の前に、各極大値に重み係数を乗算し、極大値の重み係数はケース毎に前記力誘導手段の特性から、詳細には前記力誘導手段の公称特性から、及び前記極大値に対応した時間において前記力誘導手段の発した前記出力信号から計算することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項３３】
前記極大値の前記関数値の前記平均値の比率と前記全体信号の前記時間平均とを前記特性として計算することを特徴とする、２つの先行する請求項と請求項２３のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３４】
第１の人物に対して測定した前記極大値の前記機能値の前記平均値から、及び前記第１の人物と同一でない第２の人物に対して測定した前記極大値の前記関数値の前記平均値から、前記比率を計算することを特徴とする、先行する請求項及び請求項１９に記載の力評価方法。
【請求項３５】
脊髄運動系及び／又は上脊髄運動系における障害の有無；バランス障害、若しくは立位でバランスを維持することにおける障害の有無；歩行障害の有無；詳細には下肢の力及び／又は筋力の低下の有無；周囲に対する認識力の低下、視力の低下、薬物治療の副作用及び／又は複数薬物服用の影響の有無；を人の掃引した面によって診断することを特徴とする、請求項２７又は２８のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３６】
前記脊髄運動系及び／又は前記上脊髄運動系における障害；又は前記バランス障害又は前記立位でバランスを維持することにおける障害；又は前記歩行障害；又は詳細には前記下肢の力及び／又は筋力の低下；又は前記周囲に対する認識力の低下；又は前記視力の低下；又は前記薬物治療の副作用及び／又は前記複数薬物服用の影響；のうちの少なくとも１つに対して、前記掃引した面に基づいて定量的に測定すること、又は前記掃引した面をかかる測定に使用することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項３７】
運動系及び／又は感覚系を調整する人の能力；又は前記重心の感覚運動的調整及び／又はバランス調整及び／又は人の随意及び不随意反応力；又は人の転倒の可能性；又は薬物治療による人への生理学的影響；のうちの少なくとも１つに対して、前記掃引した面に基づいて定量的に測定することを特徴とする、請求項２７又は２８のうちの１つに記載の力評価方法。
【請求項３８】
前記脊髄運動系及び／又は前記上脊髄運動系における障害；バランス障害、若しくは立位でバランスを維持することにおける障害；歩行障害；詳細には下肢の力及び／又は筋力の低下；周囲に対する認識力の低下；視力の低下；薬物治療の副作用及び／又は複数薬物服用の影響；の有無を、計算したパワースペクトル、計算した時間微分、又は導出した特性のうちの少なくとも１つによって診断することを特徴とする、請求項１６から３４のうちの１つ、及び請求項１９に記載の力評価方法。
【請求項３９】
前記脊髄運動系及び／又は前記上脊髄運動系における障害；又は前記バランス障害又は前記立位でバランスを維持することにおける障害；又は前記歩行障害；又は詳細には前記下肢の力及び／又は筋力の低下；又は前記周囲に対する認識力の低下；又は前記視力の低下；又は前記薬物治療の副作用及び／又は前記複数薬物服用の影響；のうちの少なくとも１つに対して、前記計算したパワースペクトル、前記計算した時間微分、又は前記導出した特性の少なくとも１つに基づいて定量的に測定を行うこと、又は前記掃引した面をかかる測定に使用することを特徴とする、先行する請求項に記載の力評価方法。
【請求項４０】
前記運動系及び／又は前記感覚系を調整する人の能力；又は前記重心の感覚運動的調整及び／又はバランス調整及び／又は人の随意及び不随意反応力；又は人の転倒の可能性；又は薬物治療による人への生理学的影響；のうちの少なくとも１つに対して、前記計算したパワースペクトル、前記計算した時間微分、又は前記導出した特性の少なくとも１つに基づいて定量的に測定を行うことを特徴とする、請求項１６から３４のうちの１つ、及び請求項１９に記載の力評価方法。
【請求項４１】
人の運転能力を判断、若しくは監視すること；又は詳細にはバランスを維持する能力である人の運動能力に対するアルコール及び／又は薬物の影響を判断すること；又は人の健康に関する特性を判断すること；のうちの少なくとも１つを行うために、例えばリハビリ手段の枠組み内で、又はバランス器官の障害に関する、先行する請求項に記載した力評価装置又は力評価方法の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明はバランス特性を測定するための装置、及びバランス特性を測定するための方法に関する。詳細には、本発明による装置は人間の運動及び感覚バランス系における機能及び障害の定量的検出に役立つ。
【背景技術】
【０００２】
立っている人間のバランスは、人間の筋骨格系の運動系及び感覚系が調和を保ちながら相互に作用し合うことによって、そして中枢神経系、脊髄運動系、及び上脊髄運動系の特別な機能によって保たれる。現在立位バランスについては様々なテストによって調査が行われているが、それらのテストは、例えばストップウォッチを用いた観察者による主観的な査定によるものでしかない。
【０００３】
脊髄運動系及び上脊髄運動系における問題は、病気や怪我によって生じる場合と、加齢によって生じる場合がある。このような問題は、安定した立位、又は的確な随意運動及び不随意運動を保証する全ての要素に影響を及ぼすおそれがある。最終的には、下肢の一連の筋肉、詳細には足の屈筋及び足の伸筋を微細に調整することで、立っている間のバランスが維持されることになる。
【０００４】
今日、骨減少及び骨粗鬆症の診断は骨密度を測定することによって行われており、原因、病因、あるいは骨の強度はいずれも考慮されない。閉経後の女性の骨粗鬆症に関連して生じる骨折は、主に骨の強度が減少したことによるものと考えられている。従って骨密度は、骨折を負うリスクを判断する予防策とされている。しかし実際には、骨折は８０％を超える確率で他の要因が元で起こっている。それら要因の中でもとりわけ以下に挙げる要因が多い：下肢の強度、又は筋肉性能の低下、バランス障害、歩行障害、薬物治療、アルコール摂取、及びその他薬の服用、周囲を認識する力の低下、並びに視力の低下等。これらの要因はひとつには健康障害を示している。今のところそれらは定性的にのみ判断している（既往歴）。また、文明社会によって筋骨格系への負担が低下しており、それが結果として生理学的適応プロセスを、骨折を起こす可能性の一因としていることは一般的に考慮されていない。男性、女性共に身体活動を行うことで骨折のリスクが明らかに低下することが、多くの研究で実証されている。ここで重要なのは、身体活動のレベルである（例えば、Karlsson, J. in Musculoskelet. Neuron. Inter.、２００４年４月、１２頁から２１頁を参照）。
【０００５】
人が転倒するリスクは、重心の感覚運動調整と密接に関係している。多くの内因及び外因が感覚運動系の能力に影響を及ぼしている。脊髄運動系及び上脊髄運動系は、病理学的過程、又は老化による様々な位置の変化によって影響を及ぼされるおそれがある。このようにそれらの性能が低下することで、転倒するリスクが増加する可能性がある。重心が不安定な状態の方に偏位することを修正して、転倒を回避するように筋肉性能が作用できる程度及び速度についても、この中に示されている。
【０００６】
骨の基礎的な機械的特性とそれに関連したその他要因に関する疫学的データは、骨折の頻度から得られると推定される。骨の強度に代わるパラメータあるいはそれに置き換えられるパラメータとして骨密度を使用することで、骨折の確率との関係を得ることができる。多くの疫学的研究に基づいた統計的モデル計算において、骨密度は骨折の確率の約１５％にしかあたらないことが示されている。主に不可避の、そして予期できない力の影響の結果骨折が生じるのでなければ、転倒を回避する保護メカニズム、又は適切な回避的反応によって、外からの障害に抗することができる。一般にバランス解析の単純なシステムによってこのような能力を測定できるようにすべきである。
【０００７】
しかし、前掲の要因（下肢の強度もしくは筋肉性能の低下、バランス障害、歩行障害、薬物治療の影響、アルコールやその他薬の影響、周囲を認識する力の低下、又は視力の低下等のうちの少なくとも１つ）に対して転倒の確率及び骨折のリスクを測定できる装置は存在しない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
よって本発明の目的は、バランスを維持するために人間が及ぼす力、又は人間が行う動作のうちの少なくとも一方を定量的に検出できる装置及び方法を提供することである。さらに本発明の目的は、人間の運動反応、又は体力反応の少なくとも一方の特性を示す力を定量的に検出することから、身体的特性を得ることのできる装置及び方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明による目的は、動作系及び感覚系の制御能力を定量的に検出することに基づいて達成する。この目的のために周知のタンデム立位テストを使用する。タンデム立位テスト（以下の記載ではタンデムテスト又はタンデム立位とも呼ぶ）では、横に踏み出すのではなく一方の足を他方の足の前に置く形で（片方の足の踵を他方の足の前部につけて置く、又は両足を一直線上に置く）、約１０秒間姿勢を保つことができるかどうかをテストする。
【００１０】
本発明による力評価装置は、少なくとも３つの力誘導手段又は力センサを有し、それらを１つの面（力誘導面）に配置する。それら３つの力誘導手段に、堅固で歩行可能な支持板を連結する。１つの時間間隔（測定間隔）中に力誘導手段から離れた側のこの支持板に圧縮力（例えば人間の体重）が働くと、支持板を介して力誘導手段に伝わった前記圧縮力に基づいて生じた力を、互いに分かれて配置されている力誘導手段がケース毎に時間分解的に感知する。評価手段は、力誘導手段に信号出力側で接続する。この評価手段はパワースペクトル計算手段を有しており、この手段は力誘導手段の出力信号の合計から形成される全体信号のパワースペクトルを計算することができる。このように、全体信号は全ての力誘導手段の出力信号の合計から形成することができるが、力誘導手段のうちのいくつかを介した出力信号の合計、又は関連する出力信号の合計から形成するようにしてもよい。個々の力誘導手段の出力信号を全体信号として使用してもよい。代替的に、あるいは追加的に、本発明による力評価装置に微分手段を備え、この微分手段により前記全体信号の時間微分を計算し、計算した時間微分からさらなる特性を引き出すようにしてもよい。
【００１１】
好適な実施形態では厳密に３つの力誘導手段を使用し、それらを面上で三角形を描くように配置する。詳細には、力誘導手段を正三角形状に配置するのが好ましい。
【００１２】
さらに有利な実施形態では、かかる力評価装置は、支持板から離れた側であって力誘導手段に隣接した側に基板を有する。支持板と基板のユニットに力誘導手段を配置することで、安定した堅固で単純な方法によりそれら支持板及び基板のユニットを平坦なベース面に設置することができる。
【００１３】
さらに有利な実施形態では、評価手段はオペアンプを備え、このオペアンプは力誘導手段に信号出力側で接続して、力誘導手段の出力信号を増幅することができる。評価手段は信号出力側のオペアンプの後にアナログデジタル変換器を備え、このアナログデジタル変換器により、オペアンプの出力における増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換することができる。前記態様の変形では、詳細にはパーソナルコンピュータ（ＰＣ）であるコンピュータを備え、このパソコンにデジタル信号を伝送して評価を行うことができる。評価手段のパワースペクトル計算手段と微分手段は、前記態様の変形におけるコンピュータの構成要素としてもよい。
【００１４】
本発明による力評価装置及び力評価方法の的確な実施形態、並びにさらなる代替的な実施形態を、一例として以下に記載する。
【００１５】
本発明による装置及び本発明による方法は、一連の実質的な利点を有している；
・本発明による装置により、立っているときの人間のバランス行動を定量的に検出及び評価することが可能である。検出した特性を用いて、最終的に転倒の確率を判断することができる。
・詳細には、タンデム立位における人間の感覚運動的な調整の経時的展開及び精度を検出できるばかりでなく、タンデム立位を時間的にどれくらいまで維持できるかも検出することができる。
・本発明は人間の脊髄運動系及び上脊髄運動系における障害をモデル化し定量化することができる。テスト条件を多様化する（例えば、タンデム立位のほかに、片足立位の検査を行うこともでき、このような検査は目を開けた状態でも閉じた状態でも行うことができる）ことによって検出したパラメータを使用して、障害の原因を分離することができる。このように進歩した検査によって、最終的に変化を検出することができる。例えば運動筋肉性能系の不全な位置の改良を、訓練あるいは治療によって監視することができる。このような系の障害が直接的に影響するものとして、骨折のリスクの実質的な要素を示す転倒の確率の変化がある。
・詳細には本発明の重要性は、転倒のリスク又は骨折のリスクの少なくとも一方と関連するデータを客観的にモデル化、又は定量化できることにあるが、このようなデータはそうでなければ、随意及び不随意の反応力の目安となる既往歴によってしか判断できない。このために健康な人間あるいは病気の人間に診療行為を行う必要はない。健康障害を査定する基準として、年齢によって異なる標準値及び性別によって異なる標準値を決定しこれを用いるが、その決定は標準状態で行う。
・本発明は特に、医療分野及び健康診断の分野で有利に使用することができる。特に本発明では薬とアルコールの影響を客観的に判断できる。望ましくない副作用と複数の薬剤を服用することによる影響の両方を、薬物治療との関連で調査することができる。本発明を使用できる領域として、人間の運転能力を診断し監視すること等も挙げられる。
・同様に、例えば卒中発作後にリハビリ療法を行っている患者や、バランス器官の病気を患っている人に対する診断手段として、本発明による装置を使用することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
実施形態に属する以下の図面において、同じ装置の要素には同じ参照番号を付して示す。
【００１７】
図１（Ａ）は力誘導面と垂直に配置した本発明による力評価装置の断面図を示す。図１（Ｂ）は力評価装置の平面図又は力誘導面の平面図を示す。図１において、力を検出するために必要な力評価装置の要素のみ（力評価装置の測定手段の要素）を示している。検出した力を評価する評価手段は、図２の構成図で示している（以下の記載を参照）。測定手段と評価手段は互いに通信してデータを交換する。力評価装置は堅固で平らな三角形の基板３を有する。基板３は本ケースではスチールで作製する。三角形は、この場合には６０ｃｍの長さの辺を有する正三角形と定義する。基板の三角形の３つの頂点は丸みを帯びている。基板３の厚さ（力誘導面に垂直なｚ方向の厚さ）は１ｃｍである。ここで示すケースでは、基板は平坦なベース面Ｂの上に隣接配置する。３つの力誘導手段１ａから１ｃ（以下では代替的に力センサ又はロードセルと示すこともある）は、基板３の三角形の頂点領域に配置する。ロードセルは基板３上にねじ止めするが、例えば基板３上に接着してもよい。３つのロードセルは、面（力誘導面）において正三角形を描くように配置される。この場合、３つのロードセル１ａから１ｃの形成する正三角形の辺の長さは約５５ｃｍとなるように、各ロードセルは、基板の三角形の頂点領域上で基板の外周縁からわずかな距離（数センチ）を置いた所に配置する。同様に正三角形に形成した支持板２を、３つのロードセル１ａから１ｃの上に配置する。支持板は、体重約２００ｋｇまでの人間がその上に立つことができる丈夫な板であり、３つのロードセル１ａから１ｃ上に滑らないように配置する。支持板２に上方（即ちロードセルの反対側）からかかる力、又は圧力は、離して配置した３つのロードセル１ａから１ｃに均等に伝わる。その上に人間が立つことのできる堅固な支持板２の形状及び大きさは、力誘導面（３つの力誘導手段１の構成によって形成される）に平行な基板３と同じである。この場合支持板２は１６ｍｍの厚さを有するＤＩＮ（ドイツ工業標準規格）１２４９に準拠する二重ＥＳＧ（安全ガラス）ガラス板である。
【００１８】
３つの力誘導手段１ａから１ｃの誘導軸は、ｚ方向、即ち力誘導面（ｘ−ｙ面）に垂直な方向に互いに平行となるようにする。力誘導手段の誘導軸は、この軸に沿って力誘導手段１に働く力、又は力成分が、力誘導手段によって測定又は検出されるように定義する。
【００１９】
基板３と支持板２との間に配置する力誘導手段１ａから１ｃは、市販のロードセルとする。このケースでは、誘導軸方向０．２ｍｍの場所における変形又は公称測定路において最大負荷２，０００Ｎ即ち２ｋＮを有するセルを使用する。使用するロードセルは、検出する力に関して０．１％未満の精度等級を有する。３つのセルの公称特性（感度）又は信号電圧は、ケース毎に２ｍＶ／Ｖとなる。このケースでは、ATP Messtechnik＋Waagen社の「Ｋ−４５０」というロードセルを使用する。
【００２０】
さらに、タンデム立位Ｔを図１（Ｂ）に示しているが、これは力誘導手段１ａから１ｃに及ぼす力を検出及び評価する際に支持板２上に立つ人間が採るものである。
【００２１】
図２は図１で示す本発明による力評価装置のブロック図を示す。この図には、図１に示す測定手段のセルと、下流に接続して信号を評価する評価手段の構成要素４、５、６、７、８の両方が示されている。各オペアンプ４ａから４ｃは、各ロードセル１ａから１ｃの信号出力側下流に接続する。人が支持板２上に足を置くと、ロードセル１ａから１ｃによって生成されたアナログ出力信号Ａ１ａからＡ１ｃが、適切な信号線によってオペアンプ４へと伝送される。オペアンプはアナログ信号を係数１５０あるいは係数３００で増幅する（ただし、様々な増幅係数を用いることができる）。増幅された３つのアナログ信号ＶＡ１ａからＶＡ１ｃは、適切な信号線を介してアナログ−デジタル変換器ＡＤＣ５に供給される。このＡＤＣ５はオペアンプ４の下流に接続し、３つの入力チャネルを有している。
【００２２】
ＡＤＣ５は出力側で制御コンピュータ（ＰＣ）６に接続する。このケースでは、メジャーメントコンピューティング社（Measurement Computing Corporation）のminiLAB1008というタイプのＡＤＣを使用する。またこのケースでは、オペアンプ４とＡＤＣ５は基板３と支持板２との間の、ロードセル１ａから１ｃの形成する三角形（図１では図示せず）内に配置する。これには、信号Ａ１ａからＡ１ｃ又はＶＡ１ａからＶＡ１ｃを伝送するデータ線が短くて済むという利点がある。ＡＤＣの出力信号は、ＵＳＢ線上でＰＣ６のＵＳＢ接続を介して前記ＰＣへと伝送される。ただし、ＡＤＣ５はコンピュータ６内部に配置される複数チャネルのデータ取得カードとして作製してもよい。ＡＤＣ５はコンピュータ６に入力するＵＳＢ適合信号を、支持板２の圧力による歪みを元にロードセル１ａから１ｃが生成した電圧から生成する。ロードセル１又は対応する電圧の測定値は、ＡＤＣ５がリアルタイムでデジタル化する。
【００２３】
しかし、ＡＤＣ５からコンピュータ６へとデータが転送されるだけではなく、その逆に、制御コンピュータ６は、対応する補助ソフトウェアを介してＡＤＣ５の測定チャネルを開放するタイムウィンドウの制御も行う。力センサ１の検出した力の値をデジタル化して評価する測定間隔は、一定とすることができる。よって、 ＡＤＣ５が生成した３つのセル１ａから１ｃの測定値時系列は、コンピュータ６における更なる処理に利用することができる。ＡＤＣの電圧源は安定的に１２Ｖを発する電力パッケージを使用する。
【００２４】
このケースでは、パワースペクトル計算手段７と微分手段８はコンピュータ６の構成要素とする。両手段７、８各々が計算手段とメモリを備え、メモリにはコマンドシーケンス７ａ、８ａが格納されている。スペクトル計算手段７（図ではＬＢと示す）と微分手段８（図ではＤと示す）のメモリ及び計算手段はこの場合同一とする。代替的に、メモリ又は計算手段の少なくとも一方を上記手段７、８毎に別々に備えてもよい。
【００２５】
３つのロードセル１、３つのオペアンプ４、及びＡＤＣ５によって検出されデジタル化された、測定間隔における３つの測定値からなる時系列（即ち調整可能な時間周期、又は調整可能な時間間隔における測定曲線）をコンピュータ６で加算する（図３参照）。パワースペクトル計算手段７は、このように加算された合計信号又は全体信号から全体信号のパワースペクトルを計算する。これはパワースペクトル計算手段７のメモリに格納されたコマンドシーケンス７ａを使用して行われる。同様に、微分手段８は全体信号から測定間隔における全体信号の時間微分を計算する。以下に記載するように、この時間微分から更なる特性を算出する。微分手段８は、微分手段８のメモリに格納されたコマンドシーケンス８ａによって計算を行う。前述した２つのコマンドシーケンスは、Delphiプログラミング言語を用いて生成、又はコンパイルする。ただし、Ｃ++等の他のプログラミング言語を使用してもよい。このケースで使用するＯＳはWindowsＸＰである。
【００２６】
計算の結果は出力手段９（例えばモニタ）上にグラフィック表示することができる。前述のプログラム又はコマンドシーケンスはさらに、センサ１の測定公称値をチェックすることができる。さらにプリアンプの増幅係数、ＡＤＣ５のスキャンレート又はサンプリングレート、及び測定時間又は時間間隔は、前述のプログラムを用いてデータ検出に合わせることができる。このケースでは、サンプリングレートは１００Ｈｚとなり（一般的に少なくとも５０Ｈｚ）、増幅係数は前述の通り１５０又は３００であり、測定時間は１０秒である。ただし、他の値を使用してもよい。
【００２７】
図３に示すように、コンピュータ６は測定間隔におけるサンプリング時間毎に、３つの力誘導手段１ａから１ｃが個々にサンプリング、又は測定した力測定値から、時間間隔における測定値の合計を計算する。これにより全体信号Ｇが生成される。第１の特性として、時間間隔（ここでは１０秒、図３のｘ軸）にわたって平均した全体信号が決定される。この平均値Ｇは、支持板２における身体又は人間の質量を測定したものである。
【００２８】
図３に示す全体測定値時系列Ｇ、又は個々の測定値時系列１ａから１ｃ、又はこれら３つの測定値時系列を所望に応じて組み合わせた合計値等を選択して、パワースペクトル計算手段７又は微分手段８において更なる処理を行うことができる。
【００２９】
図４は図３の全体信号Ｇのパワースペクトルを示す。このパワースペクトルは、格納されたコマンドシーケンス７ａによって、パワースペクトル計算手段が計算したものである。この計算は、少なくとも５０Ｈｚのサンプリングレートを用いてＡＤＣ５のアナログ出力信号ＶＡ１ａからＶＡ１ｃをサンプリングすることに基づいている。このケースでは、サンプリングは１００Ｈｚで行った。最小値５０Ｈｚは、予期される周波数の略４倍にあたる。このようなサンプリングレートでは、測定間隔において支持板２の上に立っている人間の足の筋組織の屈筋群と腓骨筋によって主に生成される低い力パルスが生じる。
【００３０】
パワースペクトルを計算するために、３つのセンサ１ａから１ｃの力を合計した時系列Ｇを周波数分割した。本ケースではフーリエ変換、詳細には高速フーリエ変換ＦＦＴによってこれを行った。ただしＦＦＴ法の代替法として、パワースペクトル計算手段７によって最大エントロピー法を使用して周波数分割を行っても良い（最大エントロピー法及び高速フーリエ変換については、例えばWillian H. Preis, Brian P. Flannery, Saul A. Teukolsky, William T. Vetterlingによる"Numerical Recipes" in Pascal：「科学的コンピュータ計算技術（The art of Scientific Computing）」、ケンブリッジ大学出版、１９８９年）を参照されたい）。
【００３１】
最大エントロピー法は、このような状況において解決能力が高いという利点を有する。パワースペクトル計算手段７は、プログラムコード７ａによって力パルスにおける周波数部分の解析（スペクトル解析）を行なう。図４では、決定されたパワースペクトルは０Ｈｚから３０Ｈｚの範囲にある。この図が示すように、筋力による作用は主に、およそ０Ｈｚから１３Ｈｚの領域に見出される。
【００３２】
手段７によってパワースペクトルをさらに評価することができる。例えば、発生する周波数の算術的、若しくは幾何学的平均値又は平均周波数を決定することができる。それらによって、テストを受ける人の反応力を観察することができる：平均周波数が高い人ほど、反応力が高い。
【００３３】
図５は、微分手段８とプログラムシーケンス８ａによって測定した特性の一例を示す。このケースのように、合計曲線又は全体信号Ｇの力パルス（図３参照）が、使用するサンプリングレート又はスキャンレート（ここでは１００Ｈｚを使用したが、一般的には５０Ｈｚと２５０Ｈｚの間のサンプリングレートを使用するのが好ましい）によって十分高い分解能を有する場合は、図３に示す全体信号Ｇを時間によって数値微分を行うことができる。数値微分は、以下に簡単に説明するように、単純化した支持点法によって行うことができる。このために支持点の数を定義する。支持点の数は５と１５の間にあることが好ましい。このケースでは１０個の支持点を使用した。図３に示す合計曲線Ｇの各測定値、又はサンプリング値から始まり、この測定値と前記支持点の数だけこの測定値より時間的に後にある測定値との間の局所ピッチを求める。指定した支持点の数だけ離れた２つの測定値から決定したピッチが正であれば、ピッチを決定した２つの測定値は各ケースにおいて、全体合計曲線Ｇにおいて測定値１つ分時間的に後方にオフセットし（即ち、サンプリング値１つ分だけ後の各測定値を用いてピッチを決定する）、局所ピッチを再度決定する。この局所ピッチが前のステップで決定したものより大きい場合には、プロセスは継続する。即ち、ピッチを決定した測定値ペアは、さらなる測定値によって時間的に前に移動する。決定された局所ピッチが増加しなくなる、あるいは再び減少する、あるいは負の値になる等の場合には、プロセスは停止する。以前に決定した局所的なピッチ、すなわち最後から２番目のステップで決定したピッチ（即ち極大値）を、メモリ内でピークパルス値としてフラグを付ける。局所ピッチが再び増加して正の値になるまで、プロセスは続行する。上記のとおり、その後局所的な現ピークパルス値を再び決定して、フラグを付ける。１セットのピークパルス値をもって、全体合計曲線Ｇの上記サンプリングが終わり、各ケースにおける前記ピークパルス値は、異なる正の値を有する、局所的に発生する最大ピッチを表す。このセットをその後分析することができる。例えばセットのヒストグラムを作成して、平均値又は平均ピークパルス力を計算することも可能である。代替的に、図５に示すように個別に記録したピークパルス値を大きさ（図５のｘ軸）毎に分類してもよい。起点の領域では、最小の（正の）局所ピークパルス値が入力されるが、起点からの距離が増すにつれて、より大きい局所ピークパルス値がｘ軸に入力される。ここでも、平均ピークパルス値を決定することができる（横方向の線）。
【００３４】
上記のピークパルス値は、対応する時点で発生した、支持板２上に立っている人がバランスを維持するために及ぼしたピーク電力を測定したものである。これは次のような考えに基づいている：行なわれた仕事が分かっている（仕事＝力×距離）場合、時間で力を微分すると筋肉性能となる。物理的に筋肉性能は、１単位時間あたり行われた仕事と定義する。ただしこのケースでの仕事は、力誘導手段１の「ばねの動き」に抗する力に由来したものである。微分手段８あるいはプログラム８ａは、上記のように個別の正の力の増加の極大ピークパルス力を除外することができる。平均ピークパルス力をそれらパルスピーク力から計算して、図５で示すように、そのスペクトルを分類して示すことができる。
【００３５】
重心の中立点又はバランスの取れた位置に身体を戻すのに必要な力は、必然的に、身体の質量に依存する。指定した平均ピークパルス力値の比率と、測定間隔における合計曲線Ｇの時間平均を更なる特性として計算する。指定比率あるいは平均ピークパルス力値を身体質量で割った値は、１身体質量あたりの平均ピークパルス力となる。この値はそれぞれ検査した個人の身体質量に関係なく同等である。
【００３６】
このように計算した平均のピークパルス力（横方向線）あるいは特定の平均ピークパルス力（１身体質量あたりの平均ピークパルス力）は、支持板２の上に立っている人がバランスを維持するために及ぼす力作用及び／又は性能作用を表すものである。
【００３７】
さらなる特性の計算を図６に示す。この図は支持板２の上に立っている人の質量の力学的中心の位置を、離して配置した３つのロードセル１ａから１ｃの信号差によって計算する方法を示している。力学的重心は、支持板２上に立つ人の質量に由来した固定部分（その人の固定的な重心）と、支持板２の上に立つ人の筋力によって及ぼされる力に由来した部分とからなる。このため、ｘｙ面を力誘導面Ｋに対応させた直交座標系をまず選択する。座標系のｘｙ面は、ロードセル１ａから１ｃの３つの接触点によって形成される面に存在する。測定間隔又は検出時間間隔を介して、体重と筋力の相互作用とから（筋力の相互作用は重心の力学的中心を示す）、力学的重心あるいは力ベクトルの重心の軌跡の空間的な変化を計算する。この状況では、計算はｘｙ面あるいは力誘導面に力学的重心を投影したものに対して行う。計算は例えば、サンプリング時間毎に単純な式を使用して行うことができる。
【数１】
2008504080.tif 000003
式中、Ｎは力誘導手段の数（ここではＮ＝３）；ｉはこれら力誘導手段の番号（ｉ＝１、２、又は３）；ｍｉは測定時における番号ｉの力誘導手段の測定値；ｍｇｅｓは測定時における３つの力誘導手段の測定値の合計；ｒｉ（及びバー）はここで示す直交座標系における番号ｉの力誘導手段の空間ベクトル；である。人が支持板２上に極めて安定的に立っている場合には、力学的重心又は力ベクトルを力誘導面Ｋに投影すると、力誘導面で厳密に１つの点となる（力学的部分ではなく、安定した重心部分のみ）。支持板２上に人物が完全に安定して立っていられない場合には、重心が動揺して筋肉の補正力が生まれる。力学的重心又はそのｘｙ面への投影は、測定間隔中に移動することとなる。これを図６（点線：力学的重心の軌跡）で示す。さらにここでは三次元（すなわちｚ軸上）における更なる特徴についても示す。この値はそれぞれのサンプリング時間に生成された３つのセルの信号の合計から（すなわち、図３の合計曲線Ｇの値から）決定され、合計曲線Ｇの時間平均は測定時間にわたって小さくなっている（Ｚ：上記面に垂直な力ベクトルの総量）。
【００３８】
質量の中心の移動とバランスの維持及び補正に対して筋組織の時間変化の加速力とから生じる、プラットフォーム面又は力変換面Ｋにおける力学的重心の空間的な変化の経時的展開は、上記のように計算される。この空間的な変化（ｘ（ｔ），ｙ（ｔ））（ｔ＝時間）は、測定間隔における全てのサンプリング時間、又は測定時間に対して決定され、コンピュータ６に格納される。ロードセルによって登録された瞬間的な全体パルスから、あるいは単一パルスの合計から静的体重を差し引いたものから生じる調節的加速力は、リアルタイムに計算され、第３のコンポーネント（ｚ（ｔ）コンポーネント）として格納される。ＰＣの割当バッファメモリから読出しが行われる際、（３つの信号からの合計曲線Ｇ又は３つの個々の測定値時系列と同じように）静的体重は測定の終了後にのみ計算される。
【００３９】
図７〜９には測定間隔中に面Ｋにおける重心位置（ｘ，ｙ）の移動によって掃引された面の例を３つ示す。評価手段、ここではＰＣを使用して掃引面を量的に検出した。図７に示すケースでは、面はおよそ５．５×１０．７ｃｍ２になる。図８に示すケースでは、面は１．４×２．５ｃｍ２にすぎない。図９の場合、面の掃引はおよそ２８．１×２６ｃｍ２に及んだ。面の掃引度は、測定間隔中に支持板２上でバラスを保つ各人（Ａ、Ｂ、又はＣ）の能力の測定に対応する。掃引した面積が小さいほど、その能力が高いということになる。掃引した面積、即ちｘ−ｙ面の座標系における各人の測定領域を互いに比較することができる。こうすることで、例えば調査した神経筋に関して可能性のある病気を見出すことができる。ここで示す３つの結果から、転倒リスクのない健全な人物（Ｂ）と、転倒リスクの低い人物（Ａ）と、転倒リスクの大きい人物（Ｃ）の間に明らかな違いがあることが分かった。掃引面積、又はｘ−ｙ座標に占める範囲は、まず得られた近似の結果、調査した人物の年齢には関係がないものの、例えば薬物治療を受けているかどうか、アルコールの摂取又は薬の服用の少なくとも一方をしているかどうか、一般的にバランスを維持することに障害があるかどうか、そして卒中発作を起こした、又はバランスに関わる器官の病気を患った後か等、他の影響に強く依存していると考えられる。
【００４０】
要約すれば、本発明の装置又は本発明の方法によって以下のようなものを計算することができる：
・ステップ面、又は力誘導面内における力学的重心の軌跡
・筋肉による動作に関するパワースペクトル又は周波数スペクトル
・力、又はその微分の経時展開Ｇから筋肉による性能
・特定の筋肉性能の測定
（特定の平均ピークパルス性能）
【００４１】
これは、好ましくは足を一列にして立つ、或いは片足で立つなど、不安定さを誘発するような状況において行う。視覚的に認識ができないような状態にすることで（目を閉じるなど）、バランスの維持をより困難にすることができる。
【図面の簡単な説明】
【００４２】
【図１】本発明による力評価装置の力受け入れ手段または測定手段を示す図。
【図２】図１の力評価装置の評価手段のブロック図。
【図３】時間間隔に検出した図１の実施形態の力誘導手段の出力信号とその合計信号（全体信号）を示す図。
【図４】図３で示す全体信号から計算したパワースペクトルを示す図。
【図５】大きさによって分類した図３の全体信号の時間微分の正値の極大値と、それから計算した平均値とを示す。
【図６】測定時間間隔中の力誘導面における力学的な重心の移動を示す図。
【図７】力誘導面において力学的重心の掃引した面の例を示す図。
【図８】力誘導面において力学的重心の掃引した面の例を示す図。
【図９】力誘導面において力学的重心の掃引した面の例を示す図。
【符号の説明】
【００４３】
１  力誘導手段
２  支持板
３  基板
４  オペアンプ
５  アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）
６  コンピュータ
７  パワースペクトル計算手段
８  微分手段
【図１】
2008504080.tif 000005
【図２】
2008504080.tif 000006
【図３】
2008504080.tif 000007
【図４】
2008504080.tif 000008
【図５】
2008504080.tif 000009
【図６】
2008504080.tif 000010
【図７】
2008504080.tif 000011
【図８】
2008504080.tif 000012
【図９】
2008504080.tif 000013
【国際調査報告】
2008504080.tif 000014
2008504080.tif 000015
2008504080.tif 000016
2008504080.tif 000017
2008504080.tif 000018
2008504080.tif 000019