JP2005287806A - 立位歩行機能評価判定標準化技術 - Google Patents

Abstract

【課題】
平行棒内で、立位、歩行訓練する際に、訓練指導者や補助者が邪魔になって患者・利用者（以後利用者）の映像が撮影できない場合や、立位、歩行訓練する際に、訓練指導者や補助者が利用者を引き上げるように補助し、利用者自身の荷重や荷重位置変化が適切にあらわれない場合、利用者の立位歩行能力を測定することができず、さらに、特定理学療法士の経験で行ってきた立位・歩行訓練レベルの変更を標準化出来なかった。
【解決手段】
多くの歩行指導者が、利用者の立位・歩行の状態を判定することを目的に、一部撮影できない状態で撮影できた映像と床反力データの収集と解析により、立位歩行様態を、歩行速度と、首関節角度、腰関節角度、膝関節角度、足関節角度と体重自律度と重心の遥動を計測、データの蓄積ができ、そして、標準化して利用者の立位・歩行の状態を確認できる数値化を可能とした。
【選択図】図８

Description

本発明は、これまでの歩行可能なものの歩行能力を測ってきた歩行測定のみではなく、歩行や立位保持不能とされた者の測定を行えるようにすると共に、歩行や立位保持不能とされた者の立位・歩行獲得経過を数値化し、歩行や立位保持不能とされた者が立位や歩行訓練を行う際の指標となるよう標準化し、汎用的に歩行や立位保持不能とされた者の立位・歩行訓練が実施できるようにするための標準化技術開発に関する。

平行棒内で、立位、歩行訓練する際に、訓練指導者や補助者が邪魔になって患者・利用者（以後利用者）の映像が撮影できない場合や、立位、歩行訓練する際に、訓練指導者や補助者が利用者を引き上げるように補助し、利用者自身の荷重や荷重位置変化が適切にあらわれない場合における、利用者の立位歩行能力を測定し、自律による立位保持が可能であるかどうか、介助歩行から自立歩行への移行が可能であるかなどの判断を補助するための立位歩行機能評価判定標準化技術である。

今日まで所謂リハビリテーションにおいて、高齢障害者で歩行不能なものを平行棒内で介助し歩行させることは、理学療法士の人数の不足や、教育される手法との相違の面からあまりおこなわれていなかった。

しかし、機能訓練を主としたリハビリテーションがあまり効果がないとされる、後期高齢障害者が歩行不能であってもタキザワ式リハビリテーションを受けた30％の利用者が、歩行不能から歩行を獲得したことが、公的資金を得た研究に基づき、根拠のある医療実施結果として明確になった。

本発明の利用により、これまで一名の特定理学療法士実施による事から、経験のみで実施してきた両側介助立位、両側介助歩行、片側介助立位、片側介助歩行、自律歩行という訓練内容変更指示を、誰もが数値に基づき実施できる普遍性を持たせることができる。

床反力を利用し、歩行者の移動や、重心位置の移動を測定し、位置を特定することは公知である。その実際は「脳卒中最前線第3版、医歯薬出版株、2003.5.25、東京都、P115-122」に述べられている。

また、映像を解析して、形状や位置を測定することは、われわれの行った研究を2001年度森秦吉郎記念研究振興基金報告書に公表している。

また、特開２００１−２５６４８６では、設置や検査が容易であるとともに、歩行状況や回復度を定量的に把握することができる歩行評価
装置を提供するために、少なくとも歩行者の足と歩行床面とを撮影する画像取込装置と、画像取込装置２が撮影した画像で足位置が一定時間ほぼ変化しない場合に、この足の位置を床面接触位置として演算する画像処理装置３と、画像処理装置３の演算結果を表示する表示装置４と、演算結果を記憶する記憶装置とを備えた歩行評価装置が公開されている。

この評価装置は歩行者の両足に取り付けたマーカーの位置に基づいて、画像処理装置が各足の床面接触位置を演算することを特徴としている。さらに、画像処理装置が、少なくとも歩行者の歩行速度、左右の足の間隔、前後の足の間隔及び片足毎の前後の間隔を演算することを特徴としている。

また、特開２００３−１４４５８０平行棒型歩行練習器は、脳卒中や糖尿病を患った人、膝関節の手術後の患者など、歩行障害を有する患者のリハビリテーションを行う時の歩行練習中における各種データを記録して、練習状況を総合的かつ定量的に把握することができる平行棒型歩行練習器を提供することを目的としている。

特開２００３−１４４５８０の出願は、一対の平行棒３ａ、３ｂを支柱４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄにより略水平に支持せしめた歩行練習器において、支柱４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄに加えられた力を検知する支柱力検知装置と、平行棒３ａ、３ｂ間で床に加えられた力を検知する床反力検知装置５ａ、５ｂと、歩行練習者１の歩行挙動を撮影する撮影装置８ａ、８ｂ、８ｃと、支柱力検知装置、床反力検知装置５ａ、５ｂ及び撮影装置８ａ、８ｂ、８ｃの出力をそれぞれ演算する演算装置１０と、演算装置１０の各検知装置及び撮影装置の演算結果を同期するように演算処理する同期演算処理装置１２と、この同期演算処理装置１２の同期演算結果を表示する表示装置と、同期演算結果を記憶するデータ記億装置とを備えるものである。

従来の平行棒型歩行練習器は、一対の平行棒を支柱により手摺り状に略水平に配設したものからなり、平行棒につかまって歩行することにより、足腰の訓練を行うようになっている。このような平行棒型歩行練習器としては、例えば、特開２００１−０７９１１４号公報では、上肢による力の信号を記録し、表示することができる平行棒型歩行練習器が開示されており、また、特開平７−２４１２８１号公報では、下肢に関する力を記録し、表示することができる平行棒型歩行練習器が開示されている。

これまで歩行不能であるものが、歩行可能になっていく経過を補助者がつきながら、実現していくことはごく少なかったため、前記脳卒中最前線第3版に明らかなように、これらの技術は、一人で歩行できるものが、より安全に歩行するための方法を指導したり、歩行筋力を強化したり、転倒を避けるための筋力強化部位を測定したりすることが目的であった。

これらの出願も、医師、理学療法士、作業療法士などの歩行指導者が邪魔になり映像が写らない状況の中で、写らない映像をデータとして計測するため、演算を段階ごとに行う発想はない。

さて、本出願人は、利用者の健側の四肢で患側の四肢を動かし訓練する事、さらに下肢については利用者の健側で患側を同一の方向に動かし訓練する事を創動運動として定義した。本出願人は、創動運動の原理に関して、またその実施方法をタキザワプログラムと名付け、共著論文「Ｔｈｅ
ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ｄｅｖｉｃｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ＭＯＴＩＶＡＴＩＶＥ ｅｘｅｒｃｉｓｅ ｏｆ ｉｍｐａｉｒｅｄ ｅｘｔｒｅｍｉｔｉｅｓ． Ｐａｐｅｒ
ｐｒｅｓｅｎｔｅｄ ａｔ： ｔｈｅ ＣＳＵＮ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ． Ｌｏｓ Ａｎｇｅｌｅｓ． Ｍａｒｃｈ ２２。 ２０００： Ｓｅｓｓｉｏｎ １６６．」及び「我々のすすめているリハビリテーションと関連訓練器について（ねたきり老人病院（老人介護力強化病院）における歩行獲得へのリハビリテーションの試み）：日本臨床整形外科医会会誌Ｖｏｌ．２３．１９９８．第５８号１８６−
１９１．」と単著論文「障害がある四肢の創動運動のための器具開発：厚生福祉（時事通信社）第４８３３号．２０００年５月１７日：２−５.」などとして発表済みである。

前記発表では、麻痺して下肢訓練が必要な患側下肢に、下肢訓練器を利用した下肢訓練として下肢創動運動を実施することを報告済みである。また、平行棒内の訓練状況を著書「２１世紀リハビリテーション研究会、滝沢茂男編集．寝たきり老人を歩かせる．シビル出版．藤沢市．１９９６年４月．」に詳細に述べている。

近年、創動運動の原理が解明されるにつれ、同一の場所で多人数が創動運動を行うリハビリテーション（以後訓練）を受ける利用者が増加している。すなわち利用者は創動運動者に含まれる。

多人数が同一の場所で同時に創動運動をすることは、多くの利用者の運動能力向上に有効である反面、潜在的に立位・歩行能力有し、訓練によりに立位・歩行が可能になる利用者が増えることを意味している。

その為に誰にでもわかる評価基準を設定しなければならないという問題が生じてきた。これまでは特定の理学療法士が個人の経験の中で立位・歩行可能の判定を行ってきたので評価基準は不要であった。

文部科学省科学研究費を得て、我々はタキザワ式リハビリテーション普及のため、どのような事が必要であるかを研究し、その一環として、利用者の関節角度に着目し、前述の映像解析により測定し、立位・歩行判定の標準化を試みた。しかし2001年度森秦吉郎記念研究振興基金報告書に記載の通り、利用者が両側からの又は片側の歩行指導者が邪魔になり、撮影できないことが明確になった。

通常立位不能なものに訓練を行う際は起立台が利用される。この訓練においては、起立台は用いず平行棒内や肋木利用で、介助者と共に数秒間の立位訓練を行う。

歩行訓練では、前方歩行・前を向いた状態での背面への歩行（以後前後歩行）、前を向いた状態で左右への横移動歩行（以後横歩行）を実施する。

特開２００１−２５６４８６号公報 特開２００３−１４４５８０号公報 特開２００１−０７９１１４号公報 特開平７−２４１２８１号公報 福井圀彦編 脳卒中最前線第3版、医歯薬出版株、2003.5.25、東京都、P115-122 吉池紀子 2001年度森秦吉郎記念研究振興基金報告書 Shigeo Takizawa Thedevelopment of devices for The MOTIVATIVE exercise of impaired extremities．Paper presented at： The CSUN Conference． Los Angeles. MARCH 22. 2000: SESSION166. 木島英夫 「我々のすすめているリハビリテーションと関連訓練器について（ねたきり老人病院（老人介護力強化病院）における歩行獲得へのリハビリテーションの試み）：日本臨床整形外科医会会誌Ｖｏｌ．２３．１９９８．第５８号１８６−１９１． 滝沢茂男 障害がある四肢の創動運動のための器具開発：厚生福祉（時事通信社）第４８３３号．２０００年５月１７日：２−５. 滝沢茂男編集．寝たきり老人を歩かせる．２１世紀リハビリテーション研究会、シビル出版．藤沢市．１９９６年４月． 吉池紀子 ニューラルネットワークによる画像認識システムの構築、吉池紀子、慶応義塾大学大学院博士論文、2002

近年、創動運動の原理が解明されるにつれ、同一の場所で多人数が創動運動を行うリハビリテーションを受ける利用者が増加している。多人数が同一の場所で同時に創動運動をすることは、多くの創動運動者の運動能力向上に有効である反面、立位可能、歩行可能と判定される創動運動者が増えることを意味している。

その為、これまで特定の理学療法士が個人の経験の中で立位・歩行可能の判定を行ってきたが、誰にでもわかる基準を設定しなければならないという問題が生じてきた。

我々は回復の基準を足首の角度、膝の角度、腰の体幹に対する角度を測定し、さらに重心の動揺と床反力計への体重自律度を計測することにより、回復度を標準化する手段を選択した。

ビデオカメラによる測定に関して、被験者を前方及び側面に備えた２台のカメラからポイントになる頭、肩、腰、膝、足首の５点を撮影し、頭部、体幹、下腿、太腿の角度をコンピュータにより解析し、測定する。すべてが撮影可能な場合は、「ニューラルネットワークによる画像認識システムの構築、吉池紀子、慶応義塾大学大学院博士論文、2002」に明らかなように、前方歩行・背面への歩行（前後歩行）や左右横移動歩行（横歩行）の訓練実施に際しての、自律歩行では歩行速度、関節角度共に検出可能である。

速度、足底の位置、重心の移動は床反力計で測定できる。速度や足底の位置は側面からの映像が写る状況であればそのデータの解析でも測定できる。

しかし我々は歩行指導者が邪魔になり、頭部、体幹、下腿、太腿の映像を撮影できず、側面から映像データを取得できないことを知っている。また床反力計からのデータの解析のみでは関節角度を測定できないことを知っている。

本手法による訓練では、両側から歩行指導者が介助し、又は片側で歩行指導者が介助している。その際に、利用者は歩行指導者の引き上げる力により通常床反力計に負荷される重力に比べると免荷された重力で、立位・歩行を行っている。また歩行できるようになっても平行棒を利用者がつかむことにより床反力はその都度異なる。その為、床反力のみを回復の基準とすることができない。

すなわち、従来の平行棒内歩行評価の技術において、利用者が一人で歩行している場合は映像の利用によりデータ抽出が可能であり、評価することができた。しかし歩行指導者がいる場合には映像を得ることができず、データ抽出はできなかった。同時に床反力を用いた場合に、歩行指導者による免荷が影響して適正な評価を行うことができなかった。

関節角度について考察すると、足首が伸展位のままでは立位も歩行も不能であるし、膝が伸展しなければ同様に立位も歩行不能である。歩行様態にとらわれなければ、体幹に対しての腰の位置は歩行の可不可には大きな影響はないが、腰が脚の長さに比べて下がっていれば膝が伸展できず、立位も歩行不能になる。

またマーカーを付け測定することは映像データ処理を容易にする。さらにマーカーの替わりに赤外線カメラのように身体の部位によりその変化を撮影できる装置を利用し、測定し易くすることもできる。

我々は回復の基準を、足首の角度、膝の角度、腰の体幹に対する角度を測定し、さらに重心の動揺と床反力計への体重自律度（歩行指導者や補助者により自己の体重を免荷されることのない状況を１００％の自律度とし、歩行指導者や補助者により持ち上げられ、自分の体重をまったく自分の足に掛けない状態を０％の自律度とする）を計測することにより、回復度を標準化する手段を選択した。自分一人で介助者なしで行う平行棒歩行（自律歩行）時の測定や判定にも利用できる。

利用者が両側からの又は片側の歩行指導者が邪魔になり、撮影できない場合でも、前後歩行、横歩行の訓練実施に際しての、両側介助歩行中、片側介助歩行中の身体の関節角度、重心の動揺変化、自分の体重を自分の脚で支える割合である体重自律度の変化、歩行速度を測定するために、立位歩行機能評価判定標準化技術を考案した。

本考案は、歩行速度、関節角度と重心の動揺と体重自律度を関連づけ、映像収集と解析、さらに床反力データの収集と解析により、歩行指導者が邪魔になり映像収集が不可能な場合においても、訓練状況を速度、関節角度（頭と肩の間の首関節角度、肩と腰と膝の間の腰関節角度、腰と膝と足首の間の膝関節角度、膝と足首とつま先の間の足関節角度）と重心の動揺変化と体重自律度に区分して解析し、これまでは特定理学療法士の経験で行ってきた、立位・歩行訓練レベルの変更を、誰にでもできるように、速度、関節角度、重心の動揺数値変化及び体重自律度変化でデータ収集が可能である。また継続的な収集によりデータベースを構築し、標準化し、判定できる。

図の符号に従い実施例を説明する。
図１に示す立位・歩行訓練装置は平行棒部（１）、歩行部（２）からなる荷重測定装置と荷重測定装置から得るデータを処理する第１情報処理装置（３）と映像撮影装置（６）（７）（８）（９）と、第１情報処理装置（３）と映像撮影装置（６）（７）（８）（９）の情報を集約する情報集約装置（１２）とその情報を処理演算する第２情報処理装置（１３）とそれらを結ぶ情報伝達経路（１４）からなり、利用者（４）が歩行指導者（５）からの補助を受け訓練を実施する。

映像撮影装置（６）（７）（８）（９）はビデオカメラを利用している。その他ＣＣＤカメラや人口網膜カメラなどどのようなカメラでも映像を収集できるカメラなら何でもよい。

第１情報処理装置（３）は歩行部（２）からのデータを連続的に処理し、荷重から抽出する歩行速度と、足底位置と、重心位置と、重心動揺と、体重自立度のデータを情報集約装置（１２）へ出力している。

情報集約装置（１２）は8ポートを持つ映像データ同期処理用分割ユニットである。この装置（１２）は第２情報処理装置（１３）に各データを同期処理用できる情報入出力端子を設ける場合には必要がない。

第２情報処理装置（１３）における処理はニューラルネットワークによる処理を行っているが、どのような演算プロトコールを利用してもよい。

認識装置（１０）、（１１）は頭、肩、腰、膝、足首、つま先を認識する認識装置であり、本実施例では赤外線カメラを用いている。赤外線カメラに限らず、Ｘ線や紫外線など、骨をそのまま撮影するなどによる身体部位認識が可能な情報収集手段であればマーカーなどなんでもよいく、頭、肩、腰、膝、足首、つま先を容易に認識できる器具ならどのような器具を利用してもよい。本実施例において、試験的に利用しており本装置がなくとも情報集が可能であることを確認している。

図２は利用者の部位を示しており、頭（前頂部）（Ａ）、肩（Ｂ１、Ｂ２）、腰（Ｃ１、Ｃ２）、膝（Ｄ１、Ｄ２）、足首（Ｅ１、Ｅ２）、つま先（Ｆ１、Ｆ２）の位置を示している。1で示すのは利用者の正面に対し右であり、２は左である。

これらの部位すべてに、通常マーカーと呼ばれる頭、肩、腰、膝、足首、つま先を表示する表示装置を取り付けることができる。表示装置を取り付けると計測が容易になる特徴がある。我々の研究では用いていない。

図３は平行棒部と歩行部の側面図であり、平行棒部（１）が握り部（５１）と立設部（５２）からなること、歩行部（２）が誘導斜路（５３）と誘導路（５４）とロードセル（５５）と床反力面（５７）と床反力基部（５６）からなる事を示している。

なお本実施例において、荷重測定装置はロードセル（５５）と床反力面（５７）と床反力基部（５６）からなる。歩行部（２）の厚さ（Ｌ）は76ｍｍであり、ロードセルの厚さ（Ｋ）は41ｍｍであり、床反力面（５７）の長さ（Ｎ）は1000ｍｍであり、床反力面（５７）2枚の長さすなわち測定距離（Ｐ）は2000ｍｍである。実施例の平行棒部（１）は3070ｍｍ、立設部（５２）から外側の長さ（Ｍ）は300ｍｍである。

本実施例においてはこの大きさの歩行補助装置を用いたが、十分な長さのたとえば歩行４歩分の測定距離（Ｐ）が確保できれば、どのような長さでもよい。また利用者が利用できる長さであり、映像を収集できる長さであれば、たとえば６000ｍｍなど任意の長さで設置することが可能である。

図４は平行棒部と歩行部の平面図であり、平行棒部（１）に基部（５８）があることを示している。また床反力面（５７）の下部にあるロードセル（５５）の各々の位置を示している。

図５は利用者（４）の映像が、歩行指導者（５）により隠され、映像撮影装置（７）で撮影できないことを示す参考図であり、両側の場合は表示していないが、両側にいれば映像撮影装置（８）でも映像を取得できないことがわかる。

図６は利用者（４）の位置をロードセル（５５）と床反力面（５７）を示した荷重測定装置で演算処理して示した足底の位置を表している。

図７は関節角度を測定するための要素である進行方向をX、動揺による動きの横方向（左手方向）をY、縦方向（鉛直上方）をZとして表し、床反力計上の動きすなわち歩行による床反力は例えば、腰（右足と左足のほぼ中央）→左足→腰→左足と左右に床反力面（５７）にロードセル（５５）からのデータを解析し表示しており、ジグザグ状に変動するので、足と腰の位置を２次元で（床平面上で）測定することができる事を示す参考図である。

同時にZ方向の動きや位置を特定点に位置するカメラと足底の位置、重心位置による傾きの計算により測定できることが分かる。本考案で言う関節角度は、頭と肩の間の首関節角度、肩と腰と膝の間の腰関節角度、腰と膝と足首の間の膝関節角度、膝と足首とつま先の間の足関節角度であるが、たとえば頭や腰の基準点は本考案の利用者が、マークするところを基準とすることが出来る。

図８は立位歩行機能評価判定標準化技術のデータ収集と演算の処理手順を示している。まず測定法を述べる。

介助の仕方によっては図５に示すように、介助者が被験者の手前に来てしまい、頭、肩、腰、膝、足首の５点の多くが左右から写らなくなる事もある。このとき２点あるいは１点の映像と床反力による重心位置、足の位置、身長の変移と基準間の距離から、角度を計算する。

起立体、また立位不能のときは介助立位状態においてに位置測定済みの前後方カメラ距離と床反力計による位置と画像により足底から頭部（頭頂部）の長さを計測し、身長、足底から膝蓋骨 ・膝頭最上部（以後膝）の長さ、膝から腰部大転子部（以後腰）の長さも計測し、既定値とする。

前後方カメラは利用者の進行方向であるので、常に撮影可能である。なお身長、足底から膝の長さ、膝から腰の長さは別に測定し既定値として扱うことも可能である。足は床反力計により常に位置確認が可能である。

ビデオで映らない点の場所によって次の場合が考えられる。

左右から頭が写る場合は画像解析で位置を求める。左右から頭が写らない場合----床反力計による位置と前後方カメラの頭部画像と位置測定済みのの前後方カメラ距離により頭部の3次元位置を求める。

頭の位置測定により、重心の動揺を測定し、標準化する際に頭の動きと重心の動揺を関連させることにより正確な基準化が可能になる。

肩の位置測定は体幹の位置測定を可能にする。頭、肩、腰は前後方カメラからは常に撮影可能である。

左右から肩が写る場合は画像解析で位置を求める。左右から肩が写らない場合----床反力計による位置と前後方カメラの肩部画像と位置測定済みのの前後方カメラ距離により肩部の3次元位置を求める。

左右から頭と肩が写る場合は画像解析で角度を求める。左右から頭が写らない場合----前記手法により求めた頭と肩の相関位置により首の角度を求める。

左右から腰が映らない場合----重心位置と位置測定済みのの前後方カメラ距離により腰の位置を求める。

左右から膝が映らない場合----立位時の前方から写した映像を解析により下腿、太腿の長さが測定できるので、下腿、太腿の長さと重心位置と腰と足首の２点から膝の位置を確認する。なお事前に下腿、太腿の長さをメジャー等で測定しておく事は計算を容易にするので、測定しておくことも可能である。

左右から足首が映らない場合----床反力により足の位置が測定できるので、膝との相関から足首位置、角度を確認する。

左右から腰と膝が映らない場合----左右のカメラから写っていなくとも常に肩位置は測定可能であるので、前方から撮影した腰位置と床反力による足の位置、重心位置から膝が映らない場合の要領で位置を計算する。

左右から腰と足首が映らない場合----前方から撮影した腰位置と膝の位置と床反力による足の位置と重心位置からそれぞれの位置を計算する。

膝と足首が映らない場合----床反力により足の位置が計測でき、前方から写した映像を解析し、下腿、太腿の長さを測定しておくことにより、腰と足（足首）から膝の位置が計算できる。なお事前に下腿、太腿の長さをメジャー等で測定しておく事は計算を容易にするので、測定しておくことも可能である。

足の位置は仮に左右のカメラに写らない状態でも、歩行時に片足が浮いている、あるいはほとんど浮いていて、床反力が生じない状態の時に、他の足の床反力から求めることができる。

腰の位置は両足が床に着いていて安定している状態の時から求める。歩行による床反力は例えば、腰（右足と左足のほぼ中央）→左足→腰→左足と左右にジグザグ状に変動するので、足と腰の位置を２次元で（床平面上で）測定することができる。

同時にこの測定を継続しデータを収集し、歩行変化の実際と対応することにより、関節角度と速度に関する標準化が可能になる。

次にデータ処理の流れを図８にしたがって述べる。
映像撮影装置（６）（９）は、平行棒内の訓練状況を前後方向から常時撮影してデータを第４の機能として、第２情報処理装置（１３）へ出力している。

立位・歩行訓練装置の歩行部（２）からのデータは第１情報処理装置（３）へ入力され、第２の機能で歩行速度、足底位置、重心位置、重心動揺と体重自律度を演算する。そして第３の機能として出力される。第３の機能と第４の機能は図１の構成においては、情報集約装置（１２）へ同時に入力される。

映像撮影装置（７）（８）は平行棒を横位置から見た角度に適宜設置してある。これらの映像撮影装置によるデータは、側面に歩行指導者が位置する場合いつも撮影できるとは限らず、その場合ＮＯと記載したが、歩行指導者の映像が撮影される。本構成では、映像撮影装置（６）（９）のデータを用い、平行棒内か平行棒外かを認識することにより第５の機能で排除する。

第４の機能映像の同期収集と、第２情報処理装置（１３）の第５の機能演算領域で、第３の機能と第４の機能の演算が行われる。この演算は第５の機能であり、その内容を表１に示す。

この第５の機能によって得られたデータは一秒を単位として経過時間ごとのデータとして、第６の機能として蓄積される。その概要を表２に示す。

第７の機能では第２情報処理装置（１３）の入力インターフェースにより、利用者の氏名など必要な事項を入力すると共に、現にどのような訓練を行っているかを入力保存する.

第８の機能は第６の機能により蓄積したデータを演算するための領域で前記第６の機能により蓄積したデータを演算し、前記演算結果を前記第２情報処理装置に設けられた前記請求項６の第７の機能により蓄積したデータと比較対照し、平行棒内で行う両側介助立位、両側介助歩行、片側介助立位、片側介助歩行、自律歩行という訓練内容変更指示を標準化する。その概要を表３に示す。

第９の機能は収集し、分析し、標準化したそれぞれのデータをそれぞれ出力する機能である。

表中の○、△、―、◎は収集したデータの値を示している。

表中の○、△、―、◎は収集したデータの値を示している。

本発明は、これまで特定者により実施されてきた訓練の一般化に対応した立位歩行機能評価判定標準化技術で、
歩行指導者や歩行補助者が邪魔になり映像収集が不可能な場合において、映像収集と解析、さらに床反力データの収集と解析により、立位歩行様態を関節角度と体重自律度変化と重心の遥動と歩行速度に区分して解析し、これまでは特定理学療法士の経験で行ってきた立位・歩行訓練レベルの変更を、誰にでもできるよう関節角度と体重自律度変化と重心の遥動と歩行速度を計測、データを蓄積し、標準化でき、
そして、多くの歩行指導者が、利用者の立位・歩行の状態を判定することを目的に、利用者の立位・歩行の状態を確認できる数値化が可能な立位歩行機能評価判定標準化技術である。

図１は立位歩行機能評価判定標準化技術の構成を示す参考図である。 図２は利用者の部位を示す参考図である。 図３は平行棒部と歩行部の側面図である。 図４は平行棒部と歩行部の平面図である。 図５は利用者（４）の映像を映像撮影装置（８）で取得できないことを示す参考図である。 図６は利用者（４）の位置を演算処理して示した足底の位置を示す参考図である。 図７は関節角度を測定するための要素を示す参考図である。 図８は立位歩行機能評価判定標準化技術のデータ収集と演算の処理手順を示している。

Claims (8)

1. 利用者が移動する範囲に設けた荷重測定装置と、前記荷重測定装置から得るデータを処理する第１情報処理装置と、少なくとも３方向撮影可能な映像撮影装置と、前記映像撮影装置からのデータ及び前記第１情報処理装置からのデータの双方のデータを処理する第２情報処理装置とからなる立位歩行機能評価判定標準化技術に関し、
   前記荷重測定装置から得たデータを処理する前記第１情報処理装置に入力する第１の機能、
   前記第１の機能により得たデータから前記第１情報処理装置で歩行速度、足底位置、重心位置と動揺そして体重自律度を演算する第２の機能、
   前記第２の機能により計算したデータを計算結果データとして前記第２情報処理装置に入力する第３の機能、
   前記映像撮影装置から得た撮影可能であったデータを前記第１情報処理装置から出力し、前記第２情報処理装置に入力する第４の機能、
   前記第３の機能により得られた計算結果データと前記第４の機能から得られたデータを併せ、第２情報処理装置で演算する第５の機能、
   前記第５の機能は、歩行速度、足底位置、重心位置、首関節角度、腰関節角度、膝関節角度、足関節角度と重心の動揺と体重自律度を演算している第５の機能、
   を実現させることを特徴とする立位歩行機能評価判定標準化技術。
2. 立位や歩行が不能である利用者が利用可能な立位・歩行訓練装置において、歩行訓練指導者が邪魔になり利用者が少なくとも３方向撮影可能な映像撮影装置による撮影の際に一部の方向からの映像が映らない場合に、
   利用者が移動する範囲に設けた荷重測定装置と、前記荷重測定装置から得るデータを処理する第１情報処理装置と、少なくとも３方向撮影可能な映像撮影装置と、前記映像撮影装置からのデータ及び前記第１情報処理装置からのデータの双方のデータを処理する第２情報処理装置とからなる立位歩行機能評価判定標準化技術に関し、
   前記荷重測定装置から得たデータを処理する前記第１情報処理装置に入力する第１の機能、
   前記第１の機能により得たデータから前記第１情報処理装置で足底位置、歩行速度、重心位置と動揺そして体重自律度を演算する第２の機能、
   前記第２の機能により計算したデータを計算結果データとして前記第２情報処理装置に入力する第３の機能、
   前記映像撮影装置から得た撮影可能であったデータを前記第１情報処理装置から出力し、前記第２情報処理装置に入力する第４の機能、
   前記第３の機能により得られた計算結果データと前記第４の機能から得られたデータを併せ、第２情報処理装置で演算する第５の機能、
   前記第５の機能は、歩行速度、足底位置、重心位置、首関節角度、腰関節角度、膝関節角度、足関節角度と重心の動揺と体重自律度を演算している第５の機能、
   を実現させることを特徴とする立位歩行機能評価判定標準化技術。
3. 頭、肩、腰、膝、足首、つま先を表示する表示装置を備えた請求項１又は請求項２記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。
4. 情報集約装置を備えた請求項１又は請求項２又は請求項３記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。
5. 請求項１又は請求項２又は請求項３又は請求項４に記載の第２情報処理装置に設けられた演算結果を蓄積するための領域に請求項１又は請求項２に記載の第５の機能により得られたデータを蓄積する第６の機能を実現させることを特徴とする請求項１又は請求項２又は請求項３又は請求項４に記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。
6. 請求項１又は請求項２又は請求項３又は請求項４又は請求項５に記載の第２情報処理装置に設けられた訓練内容変更指示データを蓄積するための領域に、現在行われている平行棒内で行う両側介助立位、両側介助歩行、片側介助立位、片側介助歩行、自律歩行という訓練内容変更指示データを蓄積する第７の機能を実現させることを特徴とする請求項１又は請求項２又は請求項３又は請求項４又は請求項５に記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。
7. 請求項１又は請求項２又は請求項３又は請求項４又は請求項５に記載の第２情報処理装置に設けられた前記請求項５の第６の機能により蓄積したデータを演算するための領域で前記第６の機能により蓄積したデータを演算し、前記演算結果を前記第２情報処理装置に設けられた前記請求項６の第７の機能により蓄積したデータと比較対照し、平行棒内で行う両側介助立位、両側介助歩行、片側介助立位、片側介助歩行、自律歩行という訓練内容変更指示を標準化する第８の機能を実現させることを特徴とする請求項５記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。
8. 前記各請求項に記載の第２情報処理装置に設けられた第６の機能により蓄積したデータ、第７の機能により入力した訓練内容変更指示データそして第８の機能により標準化したデータを外部に出力する第９の機能を実現させることを特徴とする前記請求項５、前記請求項６そして前記請求項７に記載の立位歩行機能評価判定標準化技術。